NIRS-R-65

平成２３年度
次世代ＰＥＴ研究報告書

平成２４年３月

独立行政法人放射線医学総合研究所

目次
1

まえがき

第 1 部 OpenPET 実証機開発
（１）
（２）
（３）
（４）
（５）
（６）
（７）

OpenPET 開発プロジェクトの進捗概要
OpenPET 実証機のシステム設計：シンチレータの選定
OpenPET 実証機のための検出器モジュールの基礎検討
重粒子線治療モニタリング用 OpenPET 検出器の開発
Single-ring OpenPET の装置設計と計算機シミュレーション
リアルタイムタイムイメージングシステムの研究開発
OpenPET における腫瘍トラッキング

山谷泰賀、他
吉田英治
錦戸文彦、他
錦戸文彦、他
木内尚子、他
田島英朗
品地哲弥、他

5
8
11
13
15
17
21

山田 滋、他
稲庭 拓
西尾禎治
高野晴成
辻 厚至

25
27
29
32
34

吉井幸恵、他36

山谷泰賀、他
松本貴宏、他
澁谷憲悟
緒方祐真、他
大村知秀、他
吉田英治、他
伊藤 浩、他

39
42
45
48
51
53
56

小畠隆行、他
平野祥之、他
川口拓之、他

59
63
65

吉川 彰、他
片岡 淳、他
高橋浩之、他
山本誠一

69
71
73
75

第 2 部 OpenPET および PET・治療融合への期待（特別寄稿）（８） 重粒子線治療の現状と PET(OpenPET を中心に)への期待（９） 照射野確認法の原理と課題（１０） 陽子線治療における Beam ON-LINE PET システムの有用性（１１） PET を用いたマイクロドーズ臨床試験－[11C]sulpiride の経験から（１２） 放射線治療効果の PET 診断における 11C-AIB の有用性の検討（１３） 64Cu-ATSM によるがん幹細胞ニッチイメージングと内用放射線治療 －将来展望

第 3 部 クリスタルキューブ検出器開発（１４） クリスタルキューブ開発プロジェクトのまとめ（１５） クリスタルキューブの位置弁別アルゴリズム（１６） MPPC のタイミング性能（１７） クリスタルキューブ内の光伝搬シミュレーション（１８） レーザーによるシンチレータ内部加工と MPPC 用 ASIC の開発（１９） 1 ペアシステムによるクリスタルキューブの空間分解能の評価（２０） サブミリ PET への期待―MRI による機能情報との比較研究―

第 4 部 PET/MRI 装置の研究開発（２１） PET/MRI に向けた MRI 技術開発
（２２） 磁場中における MPPC の基本特性（２３） MRI による頭部組織の領域分割: 撮像法選択によるアプローチ

第 5 部 最先端 PET 要素技術開発研究（特別寄稿）（２４） 新規シンチレータ Ce:GAGG の開発（２５） 「3 次元」高解像度・高時間分解能 MPPC モジュールの開発現状（２６） Time over Threshold によるフロントエンド信号処理法（２７） Si-PM アレーを用いた超高分解能検出器の開発と応用

生体イメージング技術開発研究チームの成果・業績

78

まえがき

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。
放射線医学総合研究所では、平成 23 年度から、5 年間の第 3 期中期計画を迎えました。イメージング物
理研究チームは、生体イメージング技術開発研究チームと名前を変えましたが、引き続き、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」の研究開発を進めます。また、DOI 検出器の利点を活かした新しい PET/MRI 装置の着想も得ました。
さて本報告書は、平成 24 年 1 月 27 日に開催した平成 23 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、大学などにおける 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。今回の次世代 PET 研究会のもうひとつのポイントは、前日に開催した放医研・ソウル大ワークショップ「1st NIRS-SNU
Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology」です。核医学の物理工学研究の中心的学会である IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference (NSS-MIC)が、2013 年に韓国で開催されます。初のアジア開催を勝ち取ったということで、IEEE MIC の中心的役割を果たすソウル大をはじめ、韓国の勢いが目立ちます。我々は、日本の研究拠点のひとつとして、隣国での IEEE の成功に最大限協力
したいと思います。またこれは、日本の研究開発力をより一層高め、国際化を一気に推進するチャンスだとも考えています。
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。

2012 年 3 月
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23年度次世代PET研究会 プログラム
日時
場所
主催
事務局
参加費

平成24年1月27日（金）9:30-17：50
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
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
無料（前日の合同懇親会は有料）
使用言語：日本語

9:30 0:05 理事長挨拶
クリスタルキューブ開発プロジ ェクト 9:35-11:30
9:35 0:15 クリスタルキューブ開発プロジェクトのまとめ
9:50 0:15 クリスタルキューブの位置弁別アルゴリズム
10:05 0:15 MPPCのタイミング性能
10:20 0:15 クリスタルキューブ内の光伝搬シミュレーション
10:35 0:20 レーザーによるシンチレータ内部加工とMPPC用ASICの開発
10:55 0:15 １ペアシステムによるクリスタルキューブの空間分解能の評価
11:10 0:20 サブミリPETへの期待 ―MRIによる機能情報との比較研究―

米倉義晴 理事長

放医研

座長：村山秀雄（放医研）
山谷泰賀
松本貴宏
澁谷憲悟
緒方祐真
大村知秀
吉田英治
伊藤 浩

放医研
千葉大
東大
千葉大
浜ホト
放医研
放医研

Break (90min)
PET/MRIおよび要素技術の研究開発 13:00-15:05

座長：菅野 巌（放医研）

PET側アプローチ
13:00
13:20
13:40
13:55
14:15

0:20 新規シンチレータCe:GAGGの開発
0:20 「3次元」高解像度・高時間分解能MPPCモジュールの開発現状
0:15 磁場中におけるMPPCの基本特性
0:20 Time over Thresholdによるフロントエンド信号処理法
0:20 Si-PMアレーを用いた超高分解能検出器の開発と応用

吉川 彰
片岡 淳
平野祥之
島添健次
山本誠一

東北大
早大
放医研
東大
神戸高専

小畠隆行
川口拓之

放医研
放医研

MRI側アプローチ
14:35 0:15 PET/MRIに向けたMRI技術開発
14:50 0:15 MRIによる頭部組織の領域分割: 撮像法選択によるアプローチ
15:05 0:25 Break (25min)
放射線治療・PETイメージング融合 15:30-17:45

座長：野田耕司（放医研）

PETと放射線治療の新たな融合
15:30 0:20 重粒子線治療の現状とPET(openPETを中心に)への期待
山田 滋
15:50 0:20 陽子線治療におけるBeam ON-LINE PETシステムの有用性
西尾禎治
Cu-64-ATSMによるがん幹細胞ニッチイメージングと内用放射線治療
16:10 0:20
吉井幸恵
－将来展望

放医研
がんセ東
放医研

OpenPET開発プロジェクト
16:30 0:15 OpenPET開発プロジェクトの進捗概要
16:45 0:15 重粒子線治療モニタリング用OpenPET検出器の開発

山谷泰賀
錦戸文彦

17:00 0:15 Single-ring OpenPETの装置設計と計算機シミュレーション

木内尚子

17:15 0:15 リアルタイムタイムイメージングシステムの研究開発
17:30 0:15 OpenPETにおける腫瘍トラッキング

田島英朗
品地哲弥

放医研
放医研
放医研／
千葉大
放医研
千葉大

17:45 0:05 閉会挨拶

藤林康久 センター長

放医研

2

3

第１部
OpenPET 実証機開発

平成 23 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4

（１）OpenPET 開発プロジェクトの進捗概要
山谷泰賀 1，吉田英治 1，稲玉直子 1，錦戸文彦 1，平野祥之 1，田島英朗 1，脇坂秀克 1，辻厚至 1，佐藤眞二 2，稲庭拓 2，木内 尚子 1, 3，菅 幹生 3，羽石秀昭 3，渡辺光男 4，山下貴司 41
放医研・分子イメージング研究センター、2 放医研・重粒子医科学センター
3
千葉大学、4 浜松ホトニクス

1. プロジェクト概要
もし開放型の PET 装置が出来たら、PET の世界
はどのように変わるだろうか？1970 年代に、X 線
CT 装置に続いて PET 装置が登場して以来、PET 装置の研究開発は、主に、高解像度化、高感度化、専用機化（小動物用や部位別）、マルチモダリテ
ィ化（PET/CT や PET/MRI）へと進められてきた。
しかし、PET 装置の開放化については誰も考えてこなかった。対向ガンマカメラ方式[1-4]でも、
time-of-flight (TOF)情報を利用することで、PET、
すなわち断層イメージングを行うことは原理的に可能であるが、現状の時間分解能ではまだ道は遠いと言える[5]。これに対して我々は、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、世界初となる開放型 PET 装置「OpenPET」を提案している[6]。体軸方向に 2 分割した DOI 検出器リングを離して配置することで、分解能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した。
OpenPET により、二つの新しい PET イメージングが可能になると考える。一つ目は、「がん治療イメージング」である。具体的には、粒子線治療における体内線量分布イメージングや、放射線治療中の PET 腫瘍イメージングによる Image Guided
Radiation Therapy (IGRT)を目指す。二つ目は、「全身分子イメージング」である。具体的には、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」の実現が可能になり、これにより、マイクロドーズ試験による創薬支援のほか、脳-全身間機能研究[7]など新しい研
究分野の確立が期待される。
これまでに、科研費や放医研内競争的資金などの支援を受けながら、小型試作機を開発し、OpenPET のコンセプトを実証してきた[8]。また、アイディアを拡張し、「全身分子イメージング」
を効率的に実現する Multi-Ring OpenPET (MROP)[9]（アコーディオン PET）も考案した。
そして、今年度（平成 23 年度）から、「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 5 年間のプロジェクトがスタートした。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、

5

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。
本発表では、本プロジェクトの主な今年度成果について述べる。
2. 今年度（1 年目）の主な成果
2.1 小型試作機によるラット照射イメージング
OpenPET 小型試作機を用いたラット照射実験を初めて行った。そして、ラット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。Washout 効果（入射粒子の血流による拡散）が重粒子線照射野イメージングの障壁であることが示され、これを解決する方法として、半減期 19 秒の 10C 炭素線照射による高感度かつ短時間計測を試行した。詳細については、3 章で述べる。
2.2 リアルタイムイメージングシステムの開発
PET の欠点のひとつである時間応答性の根本的改善に向けて、世界初のリアルタイム画像再構成
システムを開発した。ポイントは、計数率に応じてデータ転送制御を行うリアルタイムデータ転送
システムと、one-pass 型逐次近似画像再構成手法のGPU 実装[10]である。小型試作機に実装し、腫瘍に見立てた密封線源を追跡する評価実験の結果、約2.1 秒遅延のもと毎秒 2 フレームで 3 次元再構成画
像を描写できることが示された[11]。今後は、さらなる高速化を図る。詳細については、この後、田島英朗より報告する（p. 17）。
2.3 第二世代OpenPETの提案
ヒトサイズの OpenPET 実証機開発に向けて、「がん 治 療 イ メ ー ジ ン グ 」 に 適 し た Single-Ring
OpenPET (SROP)を考案し、計算機シミュレーショ
ンによりイメージング性能を検証した[12]。詳細については、この後、木内尚子より報告する（p. 15）。
第一世代 OpenPET である Dual-Ring OpenPET から
MROP および SROP への展開を図 1 にまとめる。
2.4 OpenPET用検出器モジュールの一次試作
ヒトサイズの OpenPET 実証機開発に向けて、検出器モジュールの一次試作を行い、重粒子線照射
野イメージングに適したシンチレータと光電子増倍管の組み合わせを実験的に明らかにした[13]。具体的には、小型試作機の実験を通じて、LGSO 結晶
中のルテチウム自己発光によるバックグランドが悪影響することが分かったため、まずシンチレー
タとしては、ルテチウムを含まない GSO(Zr)結晶を選定した。詳しくは、この後吉田英治より報告する（p. 8）。その一方で、LGSO 結晶に比べて約 60%に低下する発光量を補うために、量子効率の高い
Super Bialkali (SBA)タイプの PMT（浜松ホトニクス
R10552-100-M64）を採用した。現在、重粒子線照射場における安定動作に向けた研究を進めている。
詳細については、この後、錦戸文彦より報告する（p. 11、p. 13）。
3. 小型試作機によるラット照射実験
3.1 はじめにこれまでに、小型 OpenPET 試作機を開発し（図2(a)）、11C ビームによる照射野イメージングをファントム実験にて実証してきた。RI ビーム照射により、従来のオートアクティベーションでは実現不可能であった、一次粒子自体の 3 次元分布の画像化が可能であることが示されたが、washout 影響[14-15]を抑えるためには照射後 PET 計測を極力短くする必要があると考える。よって本研究では、ラット照射実験をはじめて行い、照射中あるいは照射直後までの PET 計測のみからの、照射野イメ
ージングの実現可能性を明らかにした。

秒間の計測データからの再構成画像である。10C のビーム強度は非常に小さいため、40 回繰り返して合算することで、約 0.7Gy の線量を与えた。生死の ROI 値を比較した結果は、washout 効果は部位に大きく依存することを示しており、残留した放射能は、脳で 48%、腿で 81%であった。
3.4 結論10
C 照射により、照射中の PET 計測のみからでも、3mm のレンジの差が画像化できることが示された。
また、ラット実験により、部位によって異なる
washout 影響を低減するためには、照射中もしくは照射直後の PET 計測が有効であることが示唆された。
参考文献[1] Pawelke J, et al In-beam PET imaging forthe control of heavy-ion tumour therapyIEEE Trans. Nucl. Sci. 44 1492–8 1997
[2] Iseki Y, et al Positron camera for range
verification of heavy-ion radiotherapy
Nucl. Instrum. Methods Phys. Res. A 515
840–9 2003
[3] Nishio T, et al Dose-volume delivery
guided proton therapy using beam ON-LINEPET system Med. Phys. 33 4190–7 2006
[4] Kawachi K, et al Kinetic analysis ofcarbon-11-labeled carbon dioxide forstudying photosynthesis in a leaf using
positron emitting tracer imaging system.
IEEE Trans. Nucl. Sci. 53 2991-7 2006
[5] Surti S, Karp J S Design considerations fora limited angle, dedicated breast, TOF PET
scanner Phys. Med. Biol. 53 2911–21 2008[6] Yamaya T, et al A proposal of an open PET
geometry Phys. Med. Biol. 53 757–73 2008
[7] 樋口真人脳から全身へ：全身 PET による疾患研究の可能性 平成 20 年度次世代 PET 研究
報告書 54-6 2009[8] Yamaya T, et al Development of a small
prototype for a proof-of-concept of
OpenPET imaging Phys. Med. Biol. 56
1123-37 2011[9] Yamaya T, et al A multiplex “OpenPET”
geometry to extend axial FOV without
increasing the number of detectors IEEE
Trans. Nucl. Sci. 56 2644–50 2009[10] Kinouchi S, et al Multi-GPU based
acceleration of a list-mode DRAMA toward
real-time OpenPET imaging Fully 3D 2011
Proceedings 37-40 2011[11] Tashima H, et al Real-time Imaging System
for the OpenPET IEEE Trans. Nucl. Sci. 59,
40-46, 2012

3.2 手法
半減期 1224 秒の 11C と比べて、約 64 倍高い被放射能を持つ半減期約 19 秒の 10C に注目した。そして、重粒子線がん治療装置 HIMAC の二次ビームポートにて、小型 OpenPET 試作機を用いて、両ビームを比較する照射実験を行った。まず、□4cm のPMMA ファントムに、ビームの下半分を 3mm 厚のPMMA 板で覆い 3mm の段差を与えたビームを照射し、OpenPET イメージング性能を検証した。そして、麻酔下の二匹の F344 ラットについて、一匹は脳を、もう一匹は腿の筋肉を照射した。また、死後、同様の照射を行った。OpenPET は、照射中から照射後に渡るまで計測を続け、後で任意のリストモードデータを切り出して、3D OS-EM にて画像再構成を行った。特に、照射中の計測においては、即発ガンマ線の混入を避けるため、3.3 秒の照射周期に同期して、照射間のデータのみを使用した。
3.3 結果と考察
図 2(b)は、約 3Gy 照射中データのみから画像再構成したファントム画像である。短時間計測の場
合、11C ビームでは照射野の確認は困難であるが、短半減期の 10C ビーム照射であれば、設定した 3mmのレンジの差も画像化できることが分かった。図2(c)は、ラットの 10C 照射において、2 秒照射後 97

6

[12] Kinouchi S, et al Simulation Design of aSingle-Ring OpenPET for in-Beam PET 2011
IEEE NSS-MIC, MIC15.S-275, 2011[13] Yoshioka S, et al Comparison of four PMTs
for the four-layer DOI detector, Abstractof the 6th Japan-Korea Joint Meeting on
Medical Physics and the 11th Asia-Oceania
Congress of Medical Physics, 2011[14] Tomitani T et al Washout studies of 11C in

rabbit thigh muscle implanted by secondary
beams of HIMAC Phys. Med. Biol. 48 875–89
2003[15] Mizuno H, et al Washout measurement ofradioisotope implanted by radioactive
beams in the rabbit Phys. Med. Biol. 48,
2269–81, 2003.

図１ Dual-Ring OpenPET から、Multi-Ring OpenPET（MROP）および Single-Ring OpenPET（SROP）への展開。

図２ 小型試作機（Dual-Ring OpenPET）による初めてのラット照射イメージングの結果。(a) 実験の様子、(b) 11C 照射と 10C 照射を比較したファントムの再構成画像、(c) ラット脳／腿に 10C 照射した際の再構成画
像

7

（２）OpenPET 実証機のシステム設計：シンチレータの選定
吉田英治
放医研・分子イメージング研究センター

ンドウ、コインシデンスウィンドウに大きく依存する。

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。重粒子照射によって生成されるポジトロン放出核種は極微量であり、PET 装置には高い検出感度が必要とされる。また、
2 次粒子による検出器自身の放射化や原子核反応によって生成されるポジトロン放出核種以外の核種からの即発ガンマ線もノイズ成分となる。
一般的な PET 装置では高い時間分解能等の全体的な性能のバランスが良い点で LSO 系（LSO,
LYSO, LGSO）のシンチレータを採用している。Lu
の同位体である 176Lu は放射性同位体であり、図１に示すようにベータ崩壊の後、３本のガンマ線を放出する。従って、LSO 系のシンチレータを用いた PET 装置では 176Lu に起因するバックグラウンド
ノイズを内包している。しかしながら、一般的な臨床 PET の測定においては自己発光によるノイズは無視できる[2]。一方、極微量のポジトロン核種（小型 OpenPET による実験からの簡易的な試算では 50 cps 程度）の画像化においては 176Lu のノイズ成分によるアーチファクトから画質が劣化することが報告されている[3]。in-beam PET においても重粒子照射によって生成される極微量ポジトロン核種の画像化には自己発光のノイズが障害となる。
近年では、LSO を用いた TOF-PET が実用化されており、TOF-PET では LOR の書き込みが局所的であるためノイズ伝搬を低減し画像の S/N を改善できるだけでなく、偶発同時計数の抑制にも寄与す
ることが報告されている[4,5]。
本研究では LSO-PET による in-beam PET の実現
可能性を検証するために、人サイズの PET が含む
176
Lu から放出されるノイズ成分をシミュレーショ
ンにより見積もり、TOF 等の付加情報によるノイズ成分の抑制効果を評価した。

ここで、Δx は TOF による LOR 方向の空間分解能とした。D/DFOV の項に 2 乗が付いており、これはLOR 上で TOF 情報によってファントム外であると判定されるイベントを除去できるためである。従って、TOF 情報を利用すれば IR も同様に削減できると考えられる。

2. 方法
2.1 LSO の自己発光
176
Lu からのベータ線はほぼ検出器内で検出されると考えられ、ベータ線とガンマ線が同時計数される場合（Intrinsic True: IT）とベータ線同士が偶発
同時計数を引き起こす場合（Intrinsic Random: IR）が想定される。（図 1）これらのノイズ成分が計数される割合は PET 装置のサイズ、エネルギーウィ

2.3 多重同時計数による IR 低減
IR は主としてベータ線同士の同時計数として計数されると考えられるが、必ずガンマ線を伴う。
これらのガンマ線は最適なエネルギーウィンドウ
下では検出しないが、非常に広いエネルギーウィ
ン ド ウ 下 に お い て は 多 重 同 時 計 数 （ Multiple
coincidence: MC）として検出される。従って、TOF
検出能のない LSO-PET においても非常に広いエ

図１

176

Lu の崩壊形式とノイズ成分

2.2 TOF による偶発同時計数低減
均一な円柱線源を画像再構成した場合、中心画
素の SNR は以下の式で表される。
SNR(nonTOF)2  const T2
T  S  (D / DFOV ) R

1)

ここで、T は真の同時計数、S は散乱同時計数、Rは偶発同時計数、D はファントム直径、DFOV は有効視野の直径とした。一方、Conti[4]は TOF 情報を利用した際の SNR が以下の式で表されると提案している。
SNR(TOF)2  const 

8

D
T2

x T  S  (D / DFOV )2  R

2)コインウィンドウ幅に比例して増加し、リング数
はほぼ 2 乗に比例して増加した。

ネルギーウィンドウで計測した後、多重同時計数を除去し、従来のエネルギーウィンドウで再度イ
ベントを除去することで IR を低減できると考えられる。
2.4 モンテカルロシミュレーション
核医学用汎用モンテカルロシミュレータである
GATE[6]を用いて、人サイズ LSO-PET 装置を模擬した。2.9x2.9x20 mm3 の LSO シンチレータを 16x16個のアレイからなるブロック検出器をリング上に48 個配置し、検出器リングを構築した。リング直径は 80 cm であり（有効視野は 70 cm）、体軸長は4 検出器リングの 19.2 cm した。ブロック検出器中に含まれる 176Lu の放射能強度は 276.75 Bq/cm3 とした。時間分解能は 600 ps とし、コインウィンド
ウは 4.5 ns とした。
エネルギー分解能は 15 %とし、エネルギーウィンドウは LSO-PET で一般的な
425-650 keV とした。
エネルギーウィンドウ、コインウィンドウ及び検出器リング数をパラメータとして変化させた際の自己発光によるノイズ成分を見積もった。それ
ぞれのシミュレーションの測定時間は 10 秒とした。

図 3 エネルギーウィンドウを変えた場合のノイズ成分の計数率（Top：ULD 600 keV 固定、Bottom: LLD 425 keV 固定）

3. 結果と考察
図 2 に GATE に よ っ て 算 出 し た 人 サ イ ズ
LSO-PET 装置のシングル計測のエネルギースペク
トルを示す。体積の大きい LSO ブロックを用いているため３本のガンマ線が単一検出器内で検出される確率が高く 600 keV 付近にもピークを有して
いる。

図2

図4

コインウィンドウ変えた場合のノイズ成分の計数率

図5

リング数を変えた場合のノイズ成分の計数率

Lu による自己発光によるエネルギースペクトル

図 3 にエネルギーウィンドウを変えた際のノイズ成分の計数率を示す。IT は LLD に大きく依存し、IR は ULD によっても大きく変化することがわかる。
15%のエネルギー分解能を加味して最適なエネル
ギーウィンドウは 425-575 keV とした。また、エネ
ルギーウィンドウを最適化することで IT は無視できるレベルまで低減できるが IR はエネルギーウィ
ンドウだけでは削除できない。
図 4 と 5 にコインウィンドウとリング数を変えた際のノイズ成分の計数率を示す。どちらも、エネルギーウィンドウは 425-575 keV とした。IR は9

図 6 に 20 cm 及び 40 cm の直径の円筒ファントムを仮定した際の、提案手法による IR 低減効果を示す。ここで、ファントムと接しない LOR は事前に削除してある。一般的なエネルギーウィンドウである 425-650 keV に対して LLD を制限すると 1/4まで IR を低減できた。425-575 keV に対して MC
法及び TOF 法を適用するとそれぞれ 3 割、5 割のIR 低減効果があった。
（MC 法のデータ収集時のエネルギーウィンドウは 100-1000 keV とした。
）また

MC 法と TOF 法を両方適用するとさらなる IR 低減が可能であった。

図6

提案手法による IR 低減効果

4. 結論
本研究では LSO-TOF-PET を用いた in-beam PETの実現可能性を検討した。エネルギーウィンドウの最適化と TOF 情報を用いることで自己発光による S/N の低下を抑制できることが示されたが、バックグランドはゼロにはできない。また実際に、高い時間分解能を実用機レベルにて達成・維持することは、容易ではないと思われる。よって、本プロジェクトでは、非 Lu 系シンチレータである
GSOZ を採用する予定である。
参考文献[1] T. Yamaya, T. Inaniwa, S. Minohara, et al.,Phy. Med. Biol. 53: 757-775, 2008.
[2] S. Yamamoto, H. Horii, M. Hurutani, et al.,Ann. Nucl. Med., vol. 19, 109–114, 2005.
[3] A. L. Goertzen, J. Y. Suk, C. J. Thompson,
J. Nucl. Med., vol. 48, 1692–1698, 2007.
[4] M. Conti, IEEE Trans. Nucl. Sci., vol. 53,
1188–1193, 2006.
[5] J. A. Kimdon, J. Qi, and W. W. Moses,
Nuclear Science Symposium Conference
Record, 2003 IEEE, vol. 4, 2571–2573,
2003.
[6] S. Jan, G. Santin, D. Strul, et al., Phys.
Med. Biol. Vol. 49, 4543-4561, 2004.

10

（３）OpenPET 実証機のための検出器モジュールの基礎検討
錦戸文彦・吉岡俊祐
放医研・分子イメージング研究センター、千葉大学

1. はじめに
我々のグループでは体軸方向に分割されたリングを持つ OpenPET の研究を行なっている[1]。現在
人サイズの OpenPET 実証機開発を行っており、特に重粒子線治療のためモニタリングのための利用を開発の主軸においている。小型試作機では、シンチレータの全体積が少ないため発光量や時間特性が優れている LGSO を使用してきたが、人サイズの場合多量のシンチレータを使用する必要があ
り Lu の自己発光による偶発同時計数が問題になってくる。特にオンライン PET の場合には重粒子線照射によって生成される陽電子放出核の量が非常に少ないため影響が大きいと予測される。そこでシンチレータには自己発光の無い GSOZ を用いることを計画している。
GSOZ を用いることの問題点の一つは、発光量がLGSO と比較して少ないことである。発光量が少ない場合には結晶弁別能・エネルギー分解能・時間分解能の劣化が起こる。一方、最近では PMT の性能も向上しており、特に量子効率の高いスーパバ
イアルカリ(SBA)と呼ばれる光電陰極を持つ PMTが利用可能であり、それを用いることで性能が改善すると考えられる。
そこで OpenPET 実証機用の検出器としての候補を決定するために、GSOZ と 4 種類の PMT との組
み合わせで実験を行い、各検出器の性能の違いを調た。PMT には過去の検出器に使用してきた通常のバイアルカリ(BA)の光電面を持つ PMT に加え、サイズやアノード形状の異なる SBA の PMT3 種を用いて実験を行った。
2. 実験
PMT には以下の 4 種類を用いて実験を行った。

図１

結晶ブロックと PMT との位置関係(1) 2 イ ン チ 64 ch (=8 × 8) 、 BA 光 電 陰 極(R10551-00-M64) (2) 、2 インチ 64 ch、SBA 光電陰極(R10552-100-M64MOD) 、(3) 2 インチ 16
ch (= 4×4)、SBA 光電陰極 (R8900-100-M16) 、(4) 1
イ ン チ
12 ch (=6+6) 、 BA 光 電 陰 極(R8900-100-C12)の 4 種類を使用した。それぞれの性能のまとめを表１に示す。結晶ブロックには
GSOZ を 8×8×4 に組み上げたものを使用した。反射材の挿入方法は光分配型 4 層 DOI 方式を使用している[2]。PMT のみの性能の比較行いたいため全ての PMT に対して同じ結晶ブロックを使用して実験を行った。そのため 2 インチの PMT に対しては有感領域の 1/4 の部分しか使用していない。図 1 にPMT の光電面と結晶ブロックの位置関係を示す。1インチの PMT に対しては若干結晶ブロックがはみ出している。実験は 511keV のガンマ線にたいしポ
ジションヒストグラムとエネルギースペクトルを測定し、その性能の比較を行った。

表 1 使用した PMT の性能の比較

Photocathode
ChannelSize
Anode
A number of dynode
Voltage [V]Blue sensitivity

PMT (1)

PMT (2)

PMT (3)

PMT (4)BA
64 ch.
2 inchmulti anode
8×8
12
-1000
9.75

SBA
64 ch.
2 inchmulti anode
8×8
8
-1000
14.00

SBA
16 ch.
1 inchmulti anode
4×4
12
-800
15.3

SBA
12 ch.
1 inchcross anode
6×2
12
-800
14.7

11

1
(a) 2inch BA 64ch(b) 2inch SBA 64ch(c) 1inch SBA 16ch(d) 1inch SBA-CA 12ch
図２ 各光電子増倍管を用いた検出器に対するポジションヒストグラム

図３ 各 PMT を用いた検出器にたいする各層でのエネルギースペクトル表２で比較した場合には大きな性能の違いは見られなかった。このことから検出器の性能の改善には主に量子効率が効いており、ゲインやアノード形状
は大きな影響は見られていないということが解る。

各層でのエネルギー分解能

PMT (1)

PMT (2)

PMT (3)

PMT (4)Layer-1

13.8 ± 0.3

12.0 ± 0.4

11.1 ± 0.4

11.6 ± 0.2

Layer-2
Layer-3Layer-4

13.9 ± 0.4
13.7 ± 0.6
13.0 ± 0.7

12.0 ± 0.5
11.7 ± 0.3
11.6 ± 0.5

11.2 ± 0.4
11.2 ± 0.3
10.3 ± 0.4

11.8 ± 0.6
11.6 ± 0.2
10.7 ± 0.2

4. まとめ現在、人サイズ OpenPET 装置のための検出器モジュールの基礎検討を行っている。GSOZ シンチレータを用いた結晶ブロックに対して 4 種類の PMTを用いて、その性能の違いを調べた。その結果、過去に使用してきた PMT に対して量子効率の高い
SBA を用いることで性能が改善することが示された。

3. 結果と考察
図 2 に 511keV のガンマ線に対して得られたポジ
ションヒストグラムを示す。どの PMT を用いた場
合でも端をのぞく全ての結晶が識別可能である。
(a)と(b)を比較することで、明らかに SBA の結晶弁別能が良くなっていることが解る。(c)(d)の端の弁
別能が悪くなっているのは結晶ブロックのサイズ
が PMT の光電面のサイズよりも大きいことが原因である。図 3 にエネルギースペクトルを、表 2 にそれぞれの層でのエネルギー分解能を示す。エネ
ルギー分解能についても SBA の方が良いという結果が得られている。また、SBA を用いた PMT 同士

参考文献[1] Yamaya T, Inaniwa T, Minohara S et al.: Phy
Med Biol 53: 757-775, 2008[2] Tsuda T, Murayama H, Kitamura K et al.:IEEE Trans Nucl Sci 51: 2537, 2004

12

（４）重粒子線治療モニタリング用 OpenPET 検出器の開発
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
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]、現在実際のヒト用装置に用いる検出器開発・評価を行っている。
PET 検出器で用いられることの多い Lu 系のシンチレータは人サイズの場合、Lu の自己発光による
偶発同時計数が問題になってくる。特にオンライ
ン PET の場合には重粒子線照射によって生成される陽電子放出核の量が非常に少なく影響が大きいため[2]、人サイズ用 OpenPET ではシンチレータには自己発光の無い GSOZ を用いる。前回の研究会において量子効率が高い SBA タイプの PMT を用いる事で、照射室外では GSOZ を用いた場合でもPET として十分な性能が得られることを示した[3]。
一方、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、その影響は避けられない[4]。過去の実験において放射化等による計数率増加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、正常に出力されないという現象が見られた。その対策として、現在までに PMT の高圧デバイダの最適化を進めてきており、本研究では人サイズ用 OpenPETに用いる GSOZ と SBA の組み合わせの検出器に対する最適化についての報告を行う。
2. 方法
評価用検出器は実際に人サイズ OpenPET で使用する予定の 2.8mm×2.8mm×7.5mm の GSOZ を 16
× 16 × 4 層 に 組 み 上 げ た も の と 64ch(=8x8) のPS-PMT (H10966、浜松ホトニクス製)からなる。
64ch のアノードからの出力は抵抗チェーンで 4chに束ね出力を行う。H10966 はダイノードの段数が8 段であり利得が低いため、直後にアンプで増幅した後、照射室外に送りデータの取得を行った。
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高くしたものを用いた(以降大電流デバイダと呼ぶ)。人サイズ用
OpenPET の検出器は、過去に用いていた LGSO よりも発光量の低い GSOZ シンチレータを用いていること、PMT の利得が低いこと等から PMT に対す
る付加は低くなっていると考えられる。比較のため標準のデバイダ回路も使用した。
実 験 は 放 医 研 HIMAC の 物 理 コ ー ス で 行 い
290MeV/u の 12C を使用した。12C は 20cm 長の水フ
ァントムに照射され、ファントム中で全てのエネ

ルギーを落とし停止するため、核破砕により軽くなった粒子のみが水ファントムを突き抜け検出器に入射する。過去の実験と同様に評価用検出器はファントム後部 30 度 30cm の位置に配置した。コ
インシデンス検出器は評価用検出器と対抗するように置かれ、両検出器の間に校正用の 22Na 線源を置き、同時計数を取ることでデータを取得した。
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 1 重粒子照射実験の実験セットアップ

(a)

(b)
図 2 炭素線照射中の(a) 標準デバイダと(b)大電流
デバイダを用いた際の PMT の最終ダイノード出力
3. 結果と考察
はじめに大電流デバイダの効果を調べた。図2-(a)に標準のデバイダ回路を用いた場合の最終ダイノードからの出力信号を示す。最大強度での照射中にはダイノード信号の極性が反転しており、

13

GSOZ で発光量が減り利得が小さい PMT であるにもかかわらず上限値を超えててしまっていることが分る。一方、大電流デバイダは図 2-(b)の通り約
4 時間の最大強度照射でも正常なダイノード信号を得ることができており、十分に実用に耐えうることが示された。

Detector1

3000

2500

2000

1500

1000

Detector1

500

50

0

0

500

1000

1500

2000

2500

3000

3500

4000

100

(a)

150

Detector1

7000

200
6000

250
5000

300
4000

350

3000

2000

400

1000

450

0

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000

500
50

100

150

200

250

300

350

400

450

500

(b)
図 4 (a) 10 pps、(b) 10 pps の強度での 12C ビーム
照射中のエネルギースペクトル(a)7

Detector18

図 4 に 107pps と 108pps の強度で照射中に得られた 22Na 線源に対する全結晶に対するエネルギース
ペクトルを示す。ポジションヒストグラム上で ROIをとることで各層のエネルギー分解能比較を行った。107pps、108pps のそれぞれに対し 13.3%(1 層目)、
17.2%(2 層目)、14.1%(3 層目)、13.1%(4 層目)と14.2%(1 層目)、15.7%(2 層目)、15.2%(3 層目)、
14.6%(4 層目)のエネルギー分解能が得られた。

50

100

150

200

250

300

350

4. 結論
重粒子線治療モニタリングのための OpenPET 検
出器の検出器開発・評価を行った。その結果 108pps
下でもポジションヒストグラムを得ることが可能であった。また、エネルギー分解能も PET 検出器として十分性能が得られた。

400

450

500
50

100

150

200

250

300

350

400

450

500

(b)
図 3 ビーム照射中のポジションヒストグラム。それぞれのビーム強度は(a) 107pps、(b) 108pps である。

参考文献
[1] Yamaya T, Inaniwa T, Minohara S et al.: Phy
Med Biol 53: 757-775, 2008[2] 吉田英治、第 1 回 OpenPET 研究会資料集、
p.3-p.5、2011[3] 錦戸文彦、第 1 回 OpenPET 研究会資料集、
p.6-p.7、2011[4] F. Nishikido, et al., Conference record of2009 NSS &MIC, J04-5

図 3 に 107pps と 108pps の強度で照射中に得られた 22Na 線源に対するポジションヒストグラムを示す。107pps の場合はビームを照射していない場合と比較して変化は見られなかった。108pps の場合でもポジションヒストグラムを得ることが可能であったが、僅かに結晶弁別能の低下が見られる。108pps
を超えると計数率増加の影響が顕著になり大きな結晶識別能の低下が見られた。

14

（５）Single-ring OpenPET の装置設計と計算機シミュレーション1)

木内尚子 1)2) 山谷泰賀 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)装置の応用例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。ポジトロン
カメラを利用した従来の手法[1]-[3]では感度が低く、また 2 次元での画像化に制限される。正確にビームをモニタリングするためには 3 次元画像化が不可欠であり、我々が開発を進めている開放型
PET 装置“OpenPET”[4][5]の利用が期待される。
OpenPET 装置は物理的に開放された視野領域を有するため、全身同時視野 PET などの応用例も期待できる。しかし in-beam PET に特化した場合、必要な視野領域は開放領域部分のみで、図 1(a)に示すよ
うな dual-ring 型の OpenPET 装置ほどの領域を必要としない。そこで新たに in-beam PET に特化したsingle-ring OpenPET 装置を提案する(a)Dual-ring OpenPET(b)Single-ring OpenPET
図 1 OpenPET 装置
グ直径が 260.0 mm である。開放領域のサイズはいずれの型も 96.0 mm とした。
計算機シミュレーションでは直径 4 mm の点状線源を含む直径 80 mm、厚さ 48 mm の円筒ファントムを想定した。点状線源と背景部の線源強度比は 10：1 とした。画質評価のために点状線源のFWHM(full width at half maximum)値を計算することで分解能評価を行った。FWHM 値は各点状線源の断面内方向と体軸方向それぞれを計算し平均値を求めた。
画像再構成アルゴリズムは OSEM(ordered subset
expectation maximization)法[6]を使用した。サブセッ
ト数を 8、反復回数を 10 回とした。シミュレーションデータは数値ファントムを画像再構成の際と同じシステムモデルを使用して順投影計算することで作成した。システムモデルには sub-LOR モデ
ル[7]を用いた。統計ノイズやファントムによる吸収、散乱の影響は考慮していない。再構成画像の画素サイズは結晶サイズの半分の 1.5×1.5×1.5
mm3 とした。
今回想定した Single-ring OpenPET では、結晶内の相互作用深さ位置情報を取得できる DOI(Depth
of Interaction)検出器を想定した。画像再構成計算では、この DOI 情報を使用した計算（DOI 計算）と各層の情報を加算した DOI 情報を使用しない計算（non-DOI 計算）のそれぞれを行った。

2. 方法
(ア)
Single-ring OpenPET
Single-ring OpenPET は図 1(b)に示すように円筒を斜めに切断した形状をしている。被験者に対して傾きを持たせることで治療ビームを通す開放領域を有する。
(イ)
検出器ブロック配置
実際に Single-ring OpenPET 装置を設計する際、長方形状の検出器ブロックの配置方法を検討する必要がある。本研究では 2 つの配置方法を提案する。1 つは検出器ブロックを楕円上に配置された検出器リングを斜めに並べる SE(Slant Ellipse)型(図 3)である。もう 1 つは従来の PET 装置と同様に検出器ブロックを円形リング状に並べ、各ブロックを
体軸方向へ少しずつずらして配置する AS(Axial
Shift)型(図 4)である。
(ウ)
シミュレーション実験
Single-ring OpenPET を SE 型、AS 型それぞれで設計した場合にどのような画像が得られるのかを計算機シミュレーションにより比較検討した。装置サイズは図 2、3 に示す通り、現在開発中である実証実験機と同じ小型サイズとした。SE 型、AS型ともに各検出器ブロックが 3.0×3.0×5.0 mm3 のGSO シンチレータ結晶を 16×16 配列×4 層並べて構成され、1 リングを 16 検出器ブロックとして 2
リング配置した。SE 型では楕円のサイズを長軸296.8 mm、短軸 216.0 mm とした。AS 型ではリン

3. 結果と考察
再構成画像結果を図 4 に示す。SE 型、AS 型ともに non-DOI 計算ではアーチファクトが生じてしま15

った。これに対し、DOI 計算ではいずれの配置方法においてもアーチファクトが低減された。
FWHM 値の結果を表 1 に示す。AS 型の方がやや分解能が劣る結果となった。
[4]
4. 結論
新 た な in-beam PET 装 置 と し て Single-ring
OpenPET 装置を提案した。長方形型の検出器ブロックの配置法として、楕円型である SE 型とブロックを体軸方向にシフトさせる AS 型の 2 つを比較した。その結果、いずれの配置方法も DOI 情報を用いることで画質の改善が見られ、良好な画像が得られた。今後ヒト用サイズの Single-ring OpenPET
装置のシミュレーション実験を行う。

[5]

[6]

参考文献
[1] P. Crespo, G. Shakirin, and W. Enghardt,“On the detector arrangement for in-beam
PET for hadron therapy monitoring,” Phys.
Med. Biol., Vol. 51, pp. 2143-63, 2006.
[2] Y. Iseki, H. Mizuno, Y. Futami, T. Tomitani,
T. Kanai and M. Kanazawa, “Positroncamera for range verification of heavy-ion
radiotherapy,” Nucl. Instrum. Methods
Phys. Res. Vol. 515 pp. 840–9, 2003.
[3] T. Nishio, T. Ogino, K. Nomura and H.

[7]

Uchida, “Dose-volume delivery guided
proton therapy using beam ON-LINE PET
system,” Med. Phys. Vol. 33 pp. 4190–7,
2006.
T. Yamaya, T. Inaniwa, S. Minohara, E.
Yoshida, N. Inadama, F. Nishikido, et al.,“A proposal of an open PET geometry,”
Phys. Med. Biol., Vol. 53, pp. 757-73,
2008.
T. Yamaya, E. Yoshida, T. Inaniwa, S. Sato,Y. Nakajima, H. Wakizaka, et al.,“Development of a small prototype for a
proof-of-concept of OpenPET imaging,”
Physics in medicine and biology, Vol.56,
pp.1123–37, 2011.
H. M. Hudson and R. S. Larkin,“Accelerated image reconstruction usingordered subsets of projection data,” IEEE
Trans. Med. Imag., vol. 13, pp. 601-9, Dec.
1994.
T. Yamaya, N Hagiwara, T. Obi, M. Yamaguchi,
N. Ohyama, K. Kitamura, et al.,“Transaxial system models for the jPET-D4
image reconstruction,” Phys. Med. Biol.,Vol. 50, pp. 5339-55, 2005.

図 2 SE(Slant Ellipse)型 Single-ring OpenPET
図 4 再構成画像結果

断面内
体軸方向
図 3 AS(Axial Shift)型 Single-ring OpenPET

16

表 1 FWHM 値(mm)
SE 型
AS 型
nonDOI
DOI
nonDOI
DOI
4.3
4.1
5.1
4.2
4.3
4.1
5.1
4.2

（６）リアルタイムタイムイメージングシステムの研究開発
田島英朗
放医研・分子イメージング研究センター

2. 方法
2.1 リアルタイムイメージングシステム
本研究ではリストモードの積算から画像再構成、表示までを 1 秒以下のサイクルで行うことを目指している。そのためのアーキテクチャとして、これまでに開発が進められてきた OpenPET 小型試作機の構成になるべく影響が出ない形でリアルタイ
ムイメージングシステムの設計を行った（図２）。
ここで、再構成を高速に行うために、一回の反復で十分な画質を得ることが可能な 3D List-mode
DRAMA (Dynamic Row-Action Maximum likelihood
Algorithm) [6, 7] を GPGPU (General-Purpose
computation on Graphics Processing Unit) の技術を用いて実装した [8]。さらに、提案するリアルタイ
ムイメージングシステムでは、データ転送制御を行い、再構成後に転送率による補償を行うことで、定量性を確保しながら、高速かつ安定的に画像再構成と表示を行う。以下に処理の流れを述べる。
①OpenPET で計測された同時係数イベントデー
タを、②データ収集ソフトによってリストモード
データとして PC 上の高速ストレージに格納する。
③データ転送制御システムがそれを監視し、④データ量制限に基づいてリストモードデータの一部を再構成用に転送し、⑤その割合を転送率として引数にし、リアルタイム再構成システムを呼び出す。⑥リアルタイム再構成システムは転送された
一部のデータを読み込み、⑦画像再構成を行い、必要に応じて転送率による補償を行った後、高速ストレージに再構成像を格納する。⑧終了ステー
タスはデータ転送制御システムによってチェックされる。リアルタイムビューアシステムの画像アップデートは、⑨ビューア自身が高速ストレージを監視して新しいファイルの作成を自動的に検知するか、⑨’データ転送制御システムからのアップ
デート通知によって、⑩リアルタイムビューアシ
ステムが高速ストレージシステムから再構成像を読み込むことで行われる。
今回、実装したシステムの遅延、及び誤差の評価を行うために、開放空間上で 30 秒周期及び 20秒周期のサインカーブに従って 40 mm の幅を上下動する 22Na 点線源の追跡を行った（図３）。点線
源は OpenPET 小型試作機と光学カメラによって同時に撮影され、PC スクリーン上に表示されたものをスクリーンキャプチャソフトにより動画として取得した。

1. はじめに
OpenPET [1] によって実現されうる診断と治療の融合の有力な候補として、放射線治療との組み合わせがある。まず、粒子線治療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治療中の腫瘍追跡を、PET によって行うことが考えられる（図１）。
これを実現するためには、データ収集からデータ
転送、画像再構成、画像解析による腫瘍検出までをリアルタイムに行う必要があり、特に時間がかかる処理である画像再構成を超高速かつ安定的に行う必要がある。本研究では、リアルタイムイメ
ージングが可能なシステムアーキテクチャを提案
し、OpenPET 小型試作機 [2] において実装、評価を行った [3]。その際、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、実際には、現在最も腫瘍イメージングに適している 18F-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、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、18F-FDGを用いた腫瘍追跡が可能な条件を明らかにすることを目指す。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、まずは標準的な条件での腫瘍追跡の実現可能性を
検討する。

放射線治療
検出器リング
目標腫瘍

患者

図１

ヒトサイズ OpenPET
OpenPET による放射線治療中の腫瘍追跡17秒とし、毎秒 2 フレームで 4D 画像を生成した。それぞれのフレームに対する投影データを、ヒトサ
イズ OpenPET の検出器応答を考慮した順投影により投影データを生成した。ただし、今回のシミュ
レーションでは、生体の吸収の影響は含まれているが、散乱や偶発同時計数の考慮はしていない。
ヒトサイズ OpenPET のジオメトリを図５に示す。
開放空間の大きさは粒子線治療中の核破砕片等の影響を考慮して 300 mm とした。検出器ブロックは、
3.0×3.0×7.5 mm3 のシンチレータを 16×16×4 の配列にした DOI (Depth Of Interaction) 検出器としたが、DOI compression 法 [12] の使用を想定し、シミュレーションでは 1 層目のみを計算した。順
投影で得られた投影データに対し、 18F-FDG を
370MBq 投与した場合に 0.5 秒の時間フレーム内で使用できるデータ量として、イベント数が 500,000となるように調整しポアソンノイズを付加した。
そして、各フレームの 3D 画像を 3D OSEM (Ordered
Subset Expectation Maximization) 法によって再構成することで 4D 画像を生成し、各フレームでのパターンマッチングによって腫瘍の位置を求めた。

データ収集システム
フロントエンド回路

OpenPET

イベントデータ
検出器信号

データ収集ボード
同時計数イベントデータ①

PC

データ収集ソフト
再構成像

リストモードデータ②⑦⑩

リアルタイムビューアシステム

リアルタイム再構成システム

高速ストレージ
⑥

⑨ 監視
③ 監視

④

リストモードデータの一部⑨´ アップデート通知

リアルタイムイメージング
システム

データ転送制御システム⑤

転送率を引数に呼び出す⑧ 終了ステータス

リストモードデータのカウント数を調べ、一部をリアルタイム再構成システム用に格納する

図２ OpenPET リアルタイムイメージングシステ
ムのシステムアーキテクチャ再構成速度安定化のために、取得したデータの流れをデータ転送制御
システムにより制御してリアルタイム再構成シス
テムの負荷をコントロールする。
実証実験セットアップ

Ring Gap Ring

2

Side view

写真

OpenPET
小型試作機

22 Na 点線源

光学カメラ

1

スクリーンショット

MIP画像

X Stage

1

2

Transaxial像

光学カメラ画像

図４ 18F-FDG の分布と球形腫瘍を配置した
XCAT ファントム

2

1

放射線治療
検出器リング
18F‐FDG投与(370 MBq)

22 Na 点線源

図３ 点線源を用いたトラッキングデモンストレーション。

308 mm

SUV ≥ 5

患者

308 mm
300 mm

シンチレータ配列
48 mm

30 mm

OpenPET再構成像

650 mm22 Na 点線源

光検出器
DOI検出器2.2 ヒトサイズOpenPETシミュレーション
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 [9-11]を参照して SUV の標準値を正常組織に対して割り当てた。そして、SUV が 5.0 の球形の腫瘍を肺の上部に配置した（図４）。そして、呼吸の周期を 5

図５18

ヒトサイズ OpenPET ジオメトリ

3. 結果と考察
3.1 リアルタイムイメージングシステム
OpenPET 小型試作機と光学カメラによる点線源追跡を行った結果、例として図３のスクリーンシ
ョットのような映像と、再構成像が得られた。その際、リアルタイム再構成システムで処理を行う
カウント数の最大値を 5,000 とした。また、再構成
像が表示されたフレームレートを記録した結果、毎秒 2 フレームで画像が更新されていることを確認した。そして、実験の結果取得された動画から、
光学カメラ上の点線源の位置と、再構成像の点線源の位置を抽出し、サインカーブにフィッティン
グした結果、1～3 秒、平均して 2.1 秒の遅延が発生していることが分かった（図６）。遅延の原因
として、データを蓄積するための時間がおよそ 0.5
秒、そして再構成処理がおよそ 0.5 秒かかっている
ことを確認したが、残りの要因については現在調査中である。考えられる原因としては、回路系での処理遅延、データ収集システムからの転送遅延、再構成が終わってからビューアが読み込むまでのタイムラグ等が挙げられる。

30 秒周期

3.0

3.2 ヒトサイズOpenPETシミュレーション
図７に約 500,000 カウントの投影データから再構成した結果を示す。散乱や偶発同時計数の影響なければ、低いカウント数からでも十分腫瘍を確認することが可能であることがわかる。また、4D
画像中の腫瘍が含まれたスライスの Transaxial 像を図８に、パターンマッチングにより腫瘍位置を抽出した結果を図９に示す。4D XCAT ファントム
中の腫瘍位置の移動量は最大で約 17mm であった。
そして、再構成像から抽出された腫瘍位置の平均誤差は 2.7 mm であった。これは PET の分解能に近い値である。

Coronal slice

Sagittal slice

Optical
OpenPET

Displayed Position [mm]2.0Transaxial slice

1.0
0.0
‐1.0

図７ 約 500,000 カウントの投影データから再構
成した結果

‐2.0
‐3.0
0

10

20

30

40

50

Time (s)600.0Time [s]20 秒周期

3.0

Optical
OpenPET

0.5

2.5

3.0

Displayed Position [mm]

2.0
1.0

1.0

3.5

1.5

4.0

2.0

4.5

0.0
‐1.0
‐2.0
‐3.0
0

10

20

30

40

50

60

図８
像

Time [s]図６ デモンストレーション中の光学カメラ画像と OpenPET 再構成像上での点線源の位置を抽出した。遅延はともに 2.1 秒で、平均誤差はそれぞれ2.0 mm（30 秒周期）と 3.3 mm（20 秒周期）であった。

19

各時間フレームで腫瘍が含まれた Transaxial

Extracted tumor position (mm)

ラメータ制御法とワンパス DRAMA の提案. 平
成 21 年度第 1 回次世代 PET 研究会, 2009[8] S. Kinouchi, T. Yamaya, E. Yoshida, et al.:IEEE Med. Imag. Conf., Oct. 30 - Nov. 6,
2010, M09-281.
[9] Ramos C D, Erdi Y E, Gonen M, et al.: Eur.
J. Nucl. Med. Mol. Imag. 28: 155-164, 2001[10] Wang Y, Chiu E, Rosenberg J, et al.: Mol.
Imag. Biol. 9: 83-90, 2007[11] Zincirkeser S, Sahin E, Halac H, et al.:J. Intern. Med. Res.35: 231-236, 2007[12] Yamaya T, Hagiwara N, Obi T, et al.: IEEE
Trans. Nucl. Sci. 50: 1404-1409, 2003

Δx (original)Δy (original)Δz (original)Δx (reconstruction)Δy (reconstruction)Δz (reconstruction)

20
15
10
5
0
‐5
‐10
0

1

2

Time (s)3

4

5

図９ 元画像と再構成像中からパターンマッチン
グにより抽出した腫瘍位置の初期フレームからの
ずれ量
4. 結論
リアルタイムイメージングシステムを OpenPET
小型試作機において開発し、そのリアルタイムト
ラッキング性能評価を点線源追跡実験により行った。その結果、2.1 秒の遅延があるが、毎秒 2 フレ
ームのフレームレートで追跡できることを確認した。
また、4D XCAT ファントムによるヒトサイズシ
ミュレーションによって、OpenPET による腫瘍追跡がヒトサイズにおける現実的な条件でも十分可能であることを示した。今後、条件を変えたシミュレーションや散乱などの物理的な影響を考慮したモンテカルロシミュレーションによってより詳細な条件を求めていく。
謝辞
XCAT 数値ファントムの利用について、Johns
Hopkins 大学放射線科の Benjamin M. W. Tsui 教授と George Fung 博士の協力を頂いた。
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. 2011 (in press)[4] Segars W P: Ph.D. dissertation, The
University of North Carolina, 2001
[5] W. P. Segars, G. Sturgeon, S. Mendonca, etal.: Med Phys 37: 4902-4915, 2010[6] T. Nakayama and H. Kudo : IEEE Nucl. Sci.
Symp. Conf. Rec., Oct. 23-29, 2005, pp.
1950-4.
[7] 工藤博幸, 伊東将行, 小林哲哉 et al. : 究
極の PET 画像再構成法 DRAMA－新しい緩和パ

20

（７）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・工学部メディカルシステム工学科、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、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により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][4]。
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る。
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。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、さらに OpenPET では得られない現在までの 2 秒間の情報を外部装置により取得し、最終的に、この 2 つの情報から現在の腫瘍位置を予測する。本報では MRI により撮影した実際の体内の呼吸性変動を用いた OpenPET と外部装置の併用における腫瘍追尾数値シミュレーションを行った結果に関して報告する。

により観測された腫瘍位置と呼吸による体表変位を対応付ける関数が必要となる。そこで、機械学習法の一種であるサポートベクター回帰(Support
Vector Regression: SVR)により腫瘍位置と呼吸による体表変位の対応関係を得る。
2.2 呼吸性変動モデル
遅延の短い呼吸モニタリングの方法として、体表に貼ったマーカを光学的にトラッキングする方法と、体表に巻いたベルト式の圧電センサでモニタリングする方法の 2 つが考えられる。特に CT や
MRI の撮影では後者がルーチン的に用いられている。今回は、MRI で呼吸性変動を撮影する際に、MRI 用マーカを体表に貼付し、MRI 画像から得られるマーカ位置の変動を光学式トラッキング信号に見立てて利用することとした。同時に、ベルト式センサの出力も収集し、この信号の利用についても調べた。
図 2 において、肺野下部に設定した呼吸性変動
抽出部は追尾対象部位を示している．一方，図中
Ⅰ、Ⅱは体表変位によるガイド信号として取得する 2 つの MRI マーカである。さらに、参考のために、図中Ⅲとして示した肝臓内のひとつの特徴点
を第 3 のガイド信号として利用した。これは追尾
対象の変動と高相関で理想的なガイド信号を構築し、その追尾結果を参考値として用いるためである。これらの呼吸性変動による追尾対象呼吸性変動およびガイド信号をそれぞれ図 3、図 4 に示す。

0 図 1 OpenPET と外部装置の併用
2. 方法
2.1 腫瘍位置予測法
OpenPET と外部装置を組み合わせることで、画像再構成遅延による 2 秒の遅れを外部装置により補正することができる。具体的には、腹部に取り付けた体表における呼吸性変動計測センサにより呼吸性変動波形(以下、ガイド信号)を取得し、この波形と OpenPET により観測された腫瘍位置の対応関係から腫瘍位置を予測する。このとき、OpenPET

図 2 呼吸性変動抽出部位およびガイド信号抽出部位21

図 3 追尾対象呼吸性変動

上部マーカ(I)

下部マーカ(Ⅱ)

呼吸同期センサ出力
肝臓部(Ⅲ)

図 4 ガイド信号波形
臓内特徴点ガイド信号(Ⅲ)より大きくなったのはガイド信号の振幅の差により生じたと考えられる。
すなわち、体表の変位に対して MRI の分解能が 1.5
mm/pixel と低いために体内の変位と体表の変位を高精度に対応付ける体表振幅が観測できないため
平均予測誤差が大きくなったと考えられる。
また、呼吸同期センサによるガイド信号の予測誤差が肝臓部ガイド信号より大きくなったのは、
呼吸同期センサ出力のドリフトによる体内の呼吸性変動との相関の低下のためであると考えられる。
しかし、いずれの SVR による追尾法も非減衰振動モデルによる追尾法の誤差 4.59 mm より改善されている。ゆえに追尾対象の呼吸性変動における振幅・周期が頻繁に変化し 2 秒前からの情報だけでは予測困難な不規則な変動であることが裏づけられた。

2.3 数値シミュレーション設定値
2.2 に示した呼吸性変動の計測値を用いて呼吸性変動追尾数値シミュレーションを行った。ここで、MRI のサンプリング間隔が 0.19 s であるため、この整数倍となるように OpenPET サンプリング間
隔 0.57 s、OpenPET 遅延時間 2.28 s、体表変位セン
サーサンプリング間隔 0.19 s と設定した。また SVR
訓練データ数は過去 50 データ(28.5 s)とした。
3. 結果と考察
3.1 追尾精度評価結果
数値シミュレーションによる追尾精度評価結果
を図 5、図 6 に示す。図 5 よりⅠ、Ⅱ、Ⅲガイド
信号においてそれぞれ平均予測誤差は 3.42 mm、2.93 mm、1.46 mm という結果が得られた。一方，
呼吸同期センサ出力によるガイド信号では平均予測誤差 2.78 mm となった。また、非減衰振動モデ
ルによる追尾では平均予測誤差 4.59 mm となった。
体表(Ⅰ、Ⅱ)におけるガイド信号の予測誤差が肝

22

4. 結論OpenPET と外部装置の併用による追尾手法の基
礎検討を行った。実際に撮影した体内の呼吸性変動の計測値を用いて外部装置との併用をシミュレ
ーションした結果、以下の所見が得られた。
SVR を用いて OpenPET から出力される
1)
腫瘍位置と外部装置による呼吸性変動の計測値の対応関係を学習することにより追尾精度が従来の非減衰振動モデル追尾法より向上する。
外部装置との併用により高精度に追尾を2)行うためにはドリフト等の外乱の対策および体表変動の高分解能計測が必要である。
今後、体表変位の高分解能計測やガイド信号に振幅だけでなく位相や周波数といった情報を導入することにより高精度な腫瘍追尾が可能となると考
えられる。

参考文献
[1] T. Yamaya et al., A proposal of open PET geometry,
Physics in Medical and Biology, Vol. 53, pp. 757-73,
2008.
[2] H. Tashima et al., Real-time Imaging System for the
OpenPET, IEEE Transactions on Nuclear Science.
(in print)[3] 品地哲弥 他, OpenPET における腫瘍トラッキ
ング, 生体医工学シンポジウム 2011，1-3-6，2011[4] T. Shinaji et al., Realtime Tumor Tracking by
OpenPET for Radiation Therapy, Japanese Journalof Medical Physics, pp. 276, 2011

上部マーカ(I)

下部マーカ(Ⅱ)

呼吸同期センサ
図 5 SVR による追尾結果

肝臓部(Ⅲ)

図 6 非減衰振動モデルによる追尾結果

23

第２部
OpenPET および PET・治療融合への期待（特別寄稿）

24

（８）重粒子線治療の現状とPET(OpenPETを中心に)への期待
山田 滋、篠藤 誠、長谷川安都佐、吉川京燦、松藤成弘、鎌田 正
重粒子医科学センター病院・物理工学部回と短期間での治療が可能となってきている。また照射回数が比較的長い前立腺癌や骨・軟部腫瘍
においても、X 線や陽子線治療の照射回数と比べると約半分の 16 回で治療している。このように治療回数を短くできることは重粒子線の大きな特徴
であり、患者の負担も著明に軽減している。

はじめに
放射線医学総合研究所では、1994 年6月21日、
重イオン加速器(HIMAC)から得られる炭素線を用
いてがん治療が開始された。以来、種々の疾患について適切な照射技術や線量分割法を開発するための臨床試験が行われ、2003年10月には「先進医療」としての承認が得られ、一般医療の仲間入りを果たすまでになった。その結果から、多くの疾患で重粒子線の良好な治療成績を示す成果が得られている。この治療成績の向上に診断技術の高度化が果たしてきた役割は大きく、さらなる高度化への期待も高い。その中でもPET検査は最も中心的な役割を果たしてきた。本稿では重粒子線治療の高度化におけるPET検査の役割と将来の期待について述べたい。
1.

重粒子線治療の現状
2011年8月まで6157例、先進医療として3210例を治療した。治療患者数は年々増加し、いまでは年間700件以上の患者を治療している(図1,2)。これまでに50近くの重粒子がん治療臨床試験を実地し、これらを通じてここの疾患に適した線量分割法の開発や、呼吸同期照射法などの技術開発、ＰＥＴを中心とした新しい画像診断法の治療への応用などを行うことができた。これまでの疾患別の重粒
子線の頻度では、前立腺がんを筆頭に頭頸部、骨軟部、肺、肝臓、直腸癌の術後再発などを多く治療しており、その他、子宮癌・膵臓癌・脳腫瘍・
眼球や頭蓋底部の腫瘍が対象となっている。
がん治療における重粒子線の特徴は、従来の放射線よりも線量集中性に優れ、かつ高い生物効果を示すことである。そのため、①これまでＸ線等の光子線抵抗性と言われてきた難治性がんに対して有効性が示され②従来の治療よりも治療期間を大幅に短縮できることが期待された。
これまでの治療結果から、従来の放射線や化学療法に抵抗性を示す手術困難な骨軟部肉腫や直腸癌術後骨盤内再発など難治性がんを治癒に導くことが可能となり、さらに最も難治性癌である膵癌
においても手術不能局所進行膵癌に対し 2 年生存率７０％と極めて良好な治療成績が得られている。
一方、前立腺、頭頸部、肺、肝臓などのがんでは、より短期間に安全かつ確実に治療することが可能になっている。治療開始当初の年度別の 1 例あたりの平均治療回数は 18 回であったが、現在は 12回まで減少してきている。肺・肝臓では開始当初
は 18 回,15 回で治療していたが現在では 1 回、22.

25

図 1.放医研における重粒子線治療の登録患者数
1994 年 6 月～2011 年 8 月

図 2.登録患者数の推移
3.
重粒子線治療におけるPET検査の役割
現在、重粒子線治療におけるPET検査の主な役割
は①照射野の設定②照射野の検証③治療効果判定④再発診断である。
①照射野の設定
重粒子線の線量分布は非常にシャープであり、治療計画は外科医がメスで切除するのと類似している。外科の場合、病巣を直接目で見て進展範囲を確認することができるが、重粒子線治療の場合
は、治療前の画像診断で腫瘍の進展範囲を決定する必要があり、より正確な診断が要求される。近年PET検査の役割は急速に大きなものになり、融合画像であるPET/CTの開発普及により、現在では腫瘍の進展範囲の診断に不可欠なものとなっている。

である。最も効率の高い方法は、治療しながら画像を取得することである。これにより、鮮明な画像を取得可能なのみならず、治療患者の位置も同一であり、正確で鮮明な効率の良い画像取得が可能となる。これにはOpenPETの開発が不可欠である。
②呼吸同期PET検査
1週間以内の短期照射が可能な肺・肝領域では重粒子線治療患者数が増加している。そのため
PET/CT検査のニーズも高まっている。しかし、PETは通常の安静呼吸下で撮像されるため、癌の集積が呼吸運動による画像劣化や不明瞭化を引き起こし、さらにPETとCT間の位置の相違が起こり、病巣の位置の誤認識、PET画像の吸収補正に影響を与え
定量的にも不正確になる。これらを解決するためにも呼吸同期PET検査の開発が望まれる。
③手術におけるPET検査
最近ではがんに対する手術も縮小手術を行う傾向にある。すなわち癌の浸潤ないしは転移する範囲のみ切除し、予防的な切除は行わないことである。術中にがんの遺残を確認したり、あるいはセンチネルリンパ節の転移の有無を確認し切除範囲を決定する。これには色素やアイソトープを用い診断を行いさらに術中病理の診断結果を待つ必要があり、手技も煩雑で時間もかかる。最近では乳癌 専 用 PET 装 置 で あ る PEM(positron emission
mammography)が開発され成果が期待されている。
さらにopen PETを用いることにより乳がんのみならず、胃がん・大腸がんなのにもreal timeに診断可能となればその有用性は飛躍的に伸びることが期待される。

さらに、呼吸の影響を受けない頭頸部領域では、
ターゲット入力用のＣＴ画像とＭＲＩ画像およびＰＥＴ画像を組み合わせた融合画像を作成し照射野を決定している。
②治療計画の検証
重粒子線治療におけるPETの大きな役割として、
Autoactivation（自己放射化）を用いた照射野の検証がある。重粒子線の入射粒子（12C）と体内の原子核が衝突して原子核反応した結果生じる、陽電子をPETにより画像化し、実際の治療計画と照合し検証している。高度な照射技術として開発されたスポットスキャニング法等新しい治療法を開始
するにあたり、治療計画における照射野や線量分
布が生体内で計画通りになっているかを検証するために本法を用い、治療の精度を確認している。
③効果判定
治療後の効果判定はその後の治療を決定するのに重要な因子であり、特に難治性癌の治療においてはいかに早く判定することが患者の予後を大きく左右する。 効果判定には従来CT、MRI等の画像診断における形態学的な大きさのみが用いられてきたが、難治性がんである腺癌や肉腫のように形態学的変化が非常に緩徐な腫瘍は本法のみでは判定が遅れる。効果判定にPETを用いることにより早期に効果判定を行うことにより、迅速に治療戦略を立てることが可能となった。
④再発診断
重粒子線治療後の局所再発の診断はCT等の形態学的診断法では効果判定同様困難なことが多い。
質的診断が可能なPET検査は効果判定同様早期に再発診断が可能であり、早期治療戦略を立てることに大きく貢献している。また、遠隔転移の診断においても、全身像が撮影できるPET検査は診断率も高く有用な検査である。

おわりに
重粒子線治療で最も治療患者数の多い疾患である前立腺癌など画像診断困難ながんを診断可能な
腫瘍検出診断PET製剤の開発など、より分解能の高い画像を取得可能な装置の開発など他にも多くの要望がある。
重粒子線治療においては、さらに良い線量分布を得るための照射技術として、積層原体照射の開発や、呼吸移動に対応できる新たなスキャニング
照射法の開発、および腫瘍や生体の日々の変化にもリアルタイムで対応可能なオンデマンド型の照射システムの開発など治療の高度化が行われている。これらの実現には、画像診断の高度化が不可
欠でありPETの高度化が期待される。
5.

次世代PETへ治療医からの期待
様々な可能性を有する次世代 PETに対する治療医からの期待は大きく、数多くの要望があげられる。その中で我々が最も期待していることを述べたい。
①Autoactivationによる治療計画検証の高度化
重粒子線治療の高度化に伴いより詳細な検証が必要になるが、そのためにはより鮮明なPET画像を取得する必要がある。照射開始からPET撮影までの時間が短ければ短いほど鮮明な画像の取得が可能
4.

26

（９）照射野確認法の原理と課題
稲庭拓
放医研・重粒子医科学センター

1. はじめに
重粒子線治療の更なる高精度化のためには、(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[1]。ここでは、スキャニング照射用の治療計画を独自に開発し、FPD を用いた自動位置決めを実装するとともに、呼吸性運動を伴う部位への治療照射も見据えた照射機器の開発が行われた。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 [2]、(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 [3]。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、新治療研究棟の現状を報告するとともに、上記(a), (b)の方法について他施設の開発状況も交えて紹介する。
2. 新治療研究棟
放医研では、重粒子線治療の更なる高精度化を目指し、スキャニング照射が可能な新治療棟を建設し、2011 年 5 月 17 日に治療運用を開始した。新治療棟には、３つの治療室を建設する計画であり、そのうち２室は水平・垂直の固定ビームポートを、残り１室は回転ガントリーを備え、全ての治療室においてスキャニング照射法による治療を行う。
図１に重粒子線棟と新治療研究棟の鳥瞰図を示す。
現在は、固定ビームポートを備えた１治療室で、呼吸性運動の伴わない部位に対してのみ治療を行っている。しかし、新治療研究等の主たる目的の27ひとつとして、スキャニング照射によって固定ターゲットのみでなく、呼吸性移動を伴う臓器の治療照射をも可能とすること挙げられる。スキャニ
ング照射では、ペンシルビームのサイズを縦・横方向ともに数 mm 程度にするため、呼吸同期照射を行った場合、呼吸同期ゲート内での変位量がこれと同程度であることから、線量分布が悪化してしまうことが懸念される。これを避けるために
我々は呼吸同期照射法とリスキャニング法を組み合わせた照射を行うことした。この二つの方法を組み合わせ、かつ、１分程度の時間内に治療照射を終了するためには、高速なスキャニングを実現することが開発の鍵となると考え、ハードウェア、
ソフトウェアの開発を行ってきた。現在は、安定した治療運用を行うとともに、運用改善や呼吸性運動を伴う部位に対する治療に向けた研究・開発
を急ピッチで進めている。

• 水平垂直×２室

重粒子線棟• ガントリー室×１室

新治療棟

図１

重粒子線棟および新治療研究棟の鳥瞰図

3. 陽電子崩壊核を用いた照射野確認法3-1 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。

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[4]、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

0

200

400

2000

図３ 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。

600

図２ 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。
3-2 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３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

28

参考文献
[1] Noda K, Furukawa T, Fujisawa T, et al.: J.
Radiat. Res. 2007;48:Suppl, A43-A54[2] Enghardt W, Fromm W D, Geissel H, et al.:Phys. Med. Biol., 1992;33:2127-2131[3] Urakabe E, Kanai T, Kanazawa M, et al.: Jpn.
J. Appl. Phys. 2001;40:2540-2548[4] Hojo S, Honma T, Sakamoto Y, et al.: Nucl.
Instrum. Methods. Phys. Res A 2005;
240:75-78

（１０）陽子線治療における Beam ON-LINE PET システムの有用性
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部粒子線生物学室が可能となる。また、更に、腫瘍内を均一に照射することを基本とする陽子線スキャニング照射法を発展させることで、腫瘍内部で任意に線量投与の強弱を付けられる、強度変調陽子線照射（Intensity Modulation Proton Therapy : IMPT）を実現することが出来る。

1. はじめに現在、コンピュータ技術を駆使することで、複雑な腫瘍形状に対して高い線量集中性、更に高中低リスクの腫瘍への線量投与を制御可能な強度変調Ｘ線治療（IMRT）が世界的に普及している。その一方、陽子線治療や炭素線治療は、その歴史が浅いこともあり、古くから用いられている照射技
術のままの治療が実施されている現状があり、Ｘ線治療と同様の先端技術を駆使した革新的な照射法へ進化を遂げる必要がある。
高い線量集中性を示す物理特性を持っている陽子線治療が、国内外の医療へ本格導入されてから１０年程の歳月が経過している（図１参照）。しかし、近年まで、飛躍的に高精度の陽子線治療法
はうまれておらず、当時の陽子線照射技術をそのまま利用した治療の時代が続いてきた。この陽子線が持つ物理特性を最大限に引き出し、高精度陽子線治療を実現すためには、腫瘍へ的確に陽子線を照射するための統合された技術が必要となる。
これまで、当センターの陽子線治療部門において、照射技術、シミュレーション技術及び位置確認技術の研究開発に取り組んできた（図２参照）。

図２：３つの最先端技術の関連図。

特に腫瘍への線量集中性の高い陽子線治療を高精度に実施するために、以前にも増して、腫瘍へ的確に処方線量を投与することが重要な意味を持つ。また、今後は、腫瘍やその周辺臓器に対する線量応答を観ながら患者ごとに処方線量を変えていく、オンデマンドな放射線治療へ進む可能性がある。患者ごとに適切な線量を投与するための研
究は、がんの治癒率の向上や重要臓器の放射線障害の低減にとって有用である。
そこで、本研究では、陽子線照射によって患者
体内で起こる標的原子核破砕反応より生成される
ポ ジ ト ロ ン 放 出 核 を 情 報 因 子 と す る 、 Beam
ON-LINE PET システムの研究開発と陽子線治療における有用性を示すことを目的とする。

図１：国立がん研究センター東病院の陽子線治療装置。

2. Beam ON-LINE PET system
陽子線治療では、光速の６割程度に加速させた陽子核（水素核）をビームとして利用する。また、患者体内の様々な組織は、水素核、炭素核、窒素核、酸素核、カルシウム核を主な構成要素としている（ICRU Report 46 参照）。陽子線治療において、腫瘍に陽子線を照射すると、入射陽子核と患者体内にある標的原子核が原子核破砕反応を引き起し、その反応により生成される原子核の中に、ポジトロンを放出する原子核（ポジトロン放出核）が含まれる。この生成されたポジトロン放出核を PET照射技術においては、陽子線スキャニング照射法を実現するために、陽子線スキャニング装置を開発し、回転ガントリー照射ノズルに設置した。
陽子線スキャニング照射法とは陽子線を細いペン
シルビーム形状のビームに整形し、偏向電磁石で高速にビームを走査する照射法であり、この手法を用いれば腫瘍形状の合った線量分布形状を形成
でき、腫瘍に対する線量集中性を向上させること29

（ 陽 電 子 放 出 断 層 撮 影 ： Positron Emission
Tomography）の原理で可視化することで照射領域を観測する。
陽子線を人体へ照射した際、照射領域可視化の情報因子として、生成量が多く、最も重要なポジトロン放出核は、16O(p,pn)15O 反応より生成される、半減期が約２分の 15O である。陽子線の照射領域
可視化のために、照射対象物及び患者へ陽子線を照射した後、コマーシャルベースの PET 装置または PET-CT 装置のある部屋へ照射対象物及び患者を移動させて、PET 撮影を実施する手法であるBeam OFF-LINE PET system では、陽子線照射直後、直ぐにその場で PET 撮影を実施出来ないため、この 15O を可視化の情報として利用することが出来ない。
その一方で、陽子線照射室内のビームライン上に、高い空間位置分解能を有す Beam ON LINE 型
PET 装置を開発し設置すれば、陽子線治療を行いながら、患者体内の何処に陽子線が照射されているかをリアルタイムで確認出来る。そのため、当センターでは、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を持つ
beam on-line PET system（Beam on-line PET system
mounted on a rotating gantry port：BOLPs-RGp）を開発した（図３参照）。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。

照射野可視化画像は３０００枚以上となった（図４参照）。

図４：BOLPs-RGp による陽子線治療毎の activity 分布実
測結果。

治療中の腫瘍形状変化の観測
初回の治療で得られた可視化画像をリファレン
スとして、それ以降の日々の陽子線治療で得られる可視化画像との時系列変化を観測した（図５参照）。頭頸部（副鼻腔腫瘍）の陽子線治療においては、４８症例中３症例で治療途中での腫瘍の変化による脳幹への陽子線の誤照射を観測された照射領域の可視化画像の変化から同定し、速やかに再計画へフィードバックをすることが出来た（図６参照）。

図３：陽子線治療装置に設置された BOLPs-RGp。

3. BOLPs-RGpの臨床利用
陽子線治療を行った、頭頸部、前立腺、肝臓、肺及び脳の約１５０症例について実施した。各部位に対し、陽子線照射中から照射後２００秒までの間、BOLPs-RGp で消滅ガンマ線を実測した。日々の陽子線治療において、BOLPs-RGp より得られた

図５：治療中の腫瘍形状変化の観測の概念図。

30

量を患者個別に決定した上で最適な線量分布で照射する。図８はこの概念図である。尚、この際、IMPTが必要不可欠である。

図８：腫瘍集積 PET 画像誘導による陽子線照射の概念図。

膀胱照射線量の観測
前立腺の陽子線治療において、膀胱内の尿の放射化量を観測することで膀胱への投与線量を計測する。図９は前立腺の陽子線治療で、照射日によって、膀胱への照射線量が変化している様子を観測した結果の例である。陽子線は左右対向方向から照射されるので、膀胱内の尿が放射化すると、放射化された尿は時間と共に膀胱内に分布し、照射野外に activity がはみ出る。その activity 量を観測することで、前立腺の陽子線治療における日々の膀胱への照射線量を計測することが可能となる。

図６：治療中の頭頸部腫瘍形状変化の観測結果。

患者ごとの腫瘍の線量応答性
壊死した肝臓腫瘍の場合においては、腫瘍内で生成されたポジトロン放出核の流れ出し効果が優位的に遅いことが観測された。この結果は患者ごとの線量感受性から個別の処方線量を決定できる
可能性もある。生成されたポジトロン放出核の量及び位置の時系列変化を追従することで、腫瘍や臓器の血流を主とする生体機能を観測し、腫瘍の線量応答性を関連付ける。図７は陽子線治療を実施した肝がんの患者８名に対する陽子線投与量と流れ出し効果の相関結果である。

図９：陽子線前立腺治療における膀胱照射線量観測の結果例。

4. まとめ研究開発した BOLPs-RGp は、陽子線治療において、腫瘍へ確実な照射が実施されているかの観測、患者ごとの腫瘍の線量応答性の観測、腫瘍集積 PET
画像誘導による高中低リスクごとの陽子線照射、
膀胱照射線量の観測と多岐に渡って利用可能であることを示唆できた。陽子線治療の高精度化にとって、非常に高い有用性を持つ BOLPs-RGp を活用することで、高精度陽子線治療が患者へ提供可能となる。

図７：陽子線治療を実施した肝がんの患者８名に対する陽子線投与量と流れ出し効果の相関結果。

腫瘍集積PET画像誘導による陽子線照射
治療直前に腫瘍集積 PET 薬剤を患者へ投与し、BOLPs-RGp によって、腫瘍への薬剤集積分布とその量から、腫瘍の高中低リスク別の陽子線投与線

31

（１１）PET を用いたマイクロドーズ臨床試験－[11C]sulpiride の経験から
高野晴成 1) 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)運営企画ユニット臨床研究支援室 2)分子神経イメージング研究プログラム

1. はじめに
近年、医薬品の開発において、動物実験で有効性が示されていても、人間との薬物動態特性の種差のため開発から脱落することが少なくないこと
より、なるべく早期の段階から人間における薬物の動態特性を把握することの重要性が指摘されている。そのため、人体に無害な程度のごく微量の薬物（マイクロドーズ, microdose）を人間に投与して、その動態を検討するマイクロドーズ臨床試験が欧米を中心に導入されつつある。我が国においても厚生労働省より「マイクロドーズ臨床試験の実施に関するガイダンス」が公示され（平成 20 年6 月）、法的な整備もなされつつある。PET におけるトレーサーの量は通常マイクロドーズに相当し、PET では血中動態だけではなく薬効標的部位への移行性を in vivo で追跡できることから、より精度の高い情報に基づいての医薬品開発を可能とする手法として期待されている。本研究では、この PET
によるマイクロドーズの手法を用いて、既存薬をトレーサーとして標識し、ヒトにおける体内動態を検討することを目的とした。
スルピリド（sulpiride）は benzamide 系の選択的ドーパミン D2 受容体拮抗薬であり、抗精神病薬、抗うつ薬、胃・十二指腸潰瘍治療薬として
1970 年代から欧州や日本を中心に今日でも広く使用されている。しかし、スルピリドは血液脳関門の透過性、すなわち、脳実質への移行性が不良であることが指摘されてきた。実際、[14C]sulpiride をラットに投与して動態を追った研究においては、肝臓や腎臓では放射能濃度は高かったが、脳内濃度は極めて低かったことが報告されている。
今回われわれは臨床で使用されているスルピ
リド（ラセミ体）を直接標識した[11C]sulpiride を開発し、健常人に対し[11C]sulpiride 静注後の全身動態・分布を検討した。本研究ではさらに、臨
床薬理量であるスルピリド 500mg を経口投与して、[11C]sulpiride の分布に変化が起こるか否かについても検討した。
2. 方法
男子健常志願者 2 名（2 名とも 23 歳）を対象とした。PET 検査に先だって、いずれの被験者

32

も医師による問診と血液、尿検査にて明らかな異常がないことを確認した。PET には Biograph(Siemens 社製) PET-CT 装置を使用した。被験者に対して約 6 m Ci (222 MBq)の[11C]sulpiride を静脈内投与し、投与後 30 分から 1 ベッド 3 分ずつ
8 ベッド移動することにより頭頂部から鼠径部までの[11C]sulpiride の静的な全身分布を撮像した。また、同部位の解剖学的情報を得るために
全身 CT も撮像した。さらに両被験者に対し、ベースラインの PET 検査後まもなく、スルピリド
500mg (ドグマチール 100mg 錠 5 錠)を経口投与した。そして、sulpiride の血中濃度が最大となる
3 時間後に再び[11C]sulpiride を静脈投与し、ベースラインの時と同様の PET-CT の撮像を行った。
スルピリドの 500mg という用量は臨床において抗精神病薬として使用する量に相当し、[11C]FLB457 と PET を用いた研究によれば、脳内のドーパミン D2 受容体が 50％占有される用量に相当する。
画 像 デ ー タ の 解 析 は PMOD (PMOD
Technologies, Swizerland)を用い、PET と CT のデータを重ね合わせた融合画像上に関心領域を設定した。全脳、脳下垂体、肝臓、腎臓、腸管、大動脈（下行大動脈の一部）、筋肉（脊柱起立筋群）などの各臓器に対して、投与放射能に対する分布の割合（% injected dose; %ID）を求めた。
3. 結果と考察[11C]sulpiride の投与量はそれぞれ被験者 1 のベースライン 215.9MBq, 服薬後 227.4MBq、被験者
2 のベースライン 229.6MBq, 服薬後 226.1MBqであった。被験者 1 のベースラインについて、
図 1 のような全身冠状断画像が得られた。脳への集積は極めて低いが、下垂体は相対的に高く、耳下腺・顎下腺にも集積がみられた。内蔵では肝臓や腸管、および腎臓、腎盂、膀胱を含む尿路系での集積が目立ち、筋肉や心臓でも集積が認められた。各臓器での投与放射能に対する分布の割合（%ID）はベースラインと 500mg のス
ルピリドの経口服薬負荷後について 2 名の平均
で、表１のようであった。これらのうち肝臓における分布の割合のみ 2 例とも明らかな減少を示し、平均でスルピリド経口 500mg 負荷によって約 12.6%から 5%に減少した。
ヒトにおける測定からも[11C]sulpiride は脳への移行がきわめて低いことが確認され、動物実験の結果と一致するものであった。また、血液脳関門の外に位置する下垂体の放射能濃度は脳実質と比較的して相対的に高く、[11C]sulpiride の脳への低集積は血液脳関門の透過性が不良であることに起因していることが示された。これはわれわれがドーパミン D2 受容体測定用のリガン
ド[11C]FLB457 を用いた研究[1]において示した、
スルピリドは他の抗精神病薬と比較して下垂体での D2 受容体占有率が高く、脳実質での D2 受
容体占有率占有率が低かったという結果を[11C]sulpiride の集積から裏付けるものである。
[11C]sulpiride の内臓への分布の特徴として、
スルピリドの排泄特性に合致して腎臓・尿路への高集積が認められ、また代謝臓器である肝臓の高集積と胆道・腸管への集積も認められた。
今回の 2 例において、経口のスルピリド 500mgの服薬前後で、肝臓での[11C]sulpiride の集積が相対的に減少した。その原因のひとつとしてスルピリドは薬物トランスポーターOCT1 の基質であることが in vitro の研究で示されていることから 、 臨 床 量 の ス ル ピ リ ド が OCT1 に お い て[11C]sulpiride と競合し、[11C]sulpiride の肝への取り込みを減少させた可能性が考えられる。しかしながら、[11C]sulpiride の血液中の濃度や他の臓%IDbaseline
経口負荷後

全脳
0.2
0.2

下垂体
0.00190.0019

肝臓
12.6
5.0

器の分布の変化、および肝臓における代謝酵素
や他の薬物トランスポーターの影響など、さらなる要因の検討が必要である。
また、今回の方法では、薬物の全身分布といっても、実際はベッドを一定時間ごとに移動して全身を撮像している。すなわち、再構成された画像（図 1）は全身が映し出されているが、実は撮像した時間が一定の幅ごとに異なっている。今回のような場合を考えると、全身同時視野 PET で PET プ
ローブの動態をヒト全身丸ごと経時的に追うことができれば、医薬品開発の有用な武器になると思
われる。
4. 結論
医薬品開発の一手段としてマイクロドーズ臨床試験が欧米を中心として行われつつある。PET はマイクロドース試験の有用な一手法であるが、真の薬物動態を観察するためには、一度に広範囲を視野に入れることができればきわめて有利である。
次世代の PET 装置の発展に期待したい。
参考文献[1] Arakawa R, Okumura M, Ito H et al.: J Clin
Psychiatry 71: 1131-1137, 2010

表1
腎臓
1.9
1.6

腸管
3.1
3.2

脾臓
0.3
0.3

胆嚢
0.4
0.3

筋
0.05
0.06

大動脈
0.04
0.04

図 1 [11C]sulpiride の全身分布ベースライン（左）sulpiride 経口 500mg 負荷後（右）33

（１２）放射線治療効果の PET 診断における 11C-AIB の有用性の検討
辻 厚至
放医研・分子イメージング研究センター

1. はじめにF-FDG は、腫瘍の画像診断で広く利用されている
PET 製剤である。治療効果の画像診断にも利用されているが、18F-FDG は炎症性細胞にもよく取り込まれることから、治療に伴う腫瘍内の炎症部位にも集積することが問題となっている。そこで、炎症部位への集積が低い腫瘍選択性の高い PET 製剤の開発が望まれている。.AIB は、アラニンの誘導体であり、代謝安定であることから、 11C 標識体(11C-AIB)は、治療効果の画像診断に適していると考えられている。しかし、これまでは合成が困難であり、広く利用されることはなかった。最近、加藤等が、11C の標識位置を 1 位から 3 位に変えることで、高効率な合成方法を開発することに成功
し た (Kato K et al., Bioorg Med Chem
Lett.21:2437-40,2011)。今回、我々は、新しい方法
で合成された 11C-AIB の腫瘍と炎症部位への集積性の 18F-FDG との比較をテレビン油で炎症を誘発した担癌マウスで行った。また、治療効果の判定が可能性を評価するために、担癌マウスに、X 線を照射し、11C-AIB の腫瘍集積を経時的変化を PETで測定した。
18

2-3. X 線照射担癌マウスでの 11C-AIB の腫瘍集積の経時的変化
2-2 と同様に小細胞肺モデルマウスを作成し、腫瘍側の大腿部に X 線 15Gy をパンタック社 HF-320
で部分照射した(0.93Gy/min)。照射 1 日前、1 日後、5 日後に 11C-AIB を行った。11C-AIB 投与 20 分後から 10 分間データ収集を行った。再構成とデータ解析は 2-2 と同様に実施した。実験期間中、腫瘍のサイズと体重の計測を行った。

2. 方法
2-1. 放射性薬剤
18F-FDG は日本メジフィジックス社から購入した 。 11C-AIB は 、 iodo-11C-methane と methyl
N-(diphenylmethylen)-D,L-alaniate か ら 合 成 し た(Kato K et al., Bioorg Med Chem Lett. 21: 2437-40,
2011)。
2-2. 炎症誘発担癌マウスでの 11C-AIB と 18F-FDG の比較
ヒト小細胞肺癌細胞をヌードマウスの大腿部皮下に移植した。11C-AIB-PET の 24 時間前に、テレビ
ン油 5uL を反対側の大腿筋中に投与した.(time 0)。
テレビン油 22 時間後に絶食を開始し、24 時間後から 11C-AIB の 60 分のダイナミック PET を開始し、
30 時間後から 18F-FDG のダイナミック PET を開始した。ダイナミック PET は、イソフルラン麻酔下での尾静脈注射(11C-AIB は約 11MBq、 18F-FDG は約2MBq)後からデータ収集をシーメンス社 Inveon で行った。画像再構成は、3D MAP で行い、腫瘍、炎
症部位、正常筋肉の SUVmax を求めた。PET 後に炎
症部位の病理標本を作製し、炎症が誘導されていることを確認した。

34

3. 結果と考察
3-1. 炎症誘発担癌マウスでの 11C-AIB と 18F-FDG の
比較
11
C-AIB の腫瘍集積は、時間とともに上昇し、60分後に SUVmax が約 3 となった。炎症部位への集積は、3.5 分後に約 0.8 と最大となり、その後徐々に集積が減少し、60 分後には約 0.6 となった。正常筋肉への集積は、0.5 分後に約 0.6 と最大となり、その後減少し、60 分後には約 0.3 となった。18F-FDGの腫瘍集積は、11C-AIB と同様に時間とともに上昇
したが、60 分後で約 1.6 と 11C-AIB の半分程度の集積であった。炎症部位は、11C-AIB と異なり、時間とともに集積が上昇し、60 分後には約 1.1 と
11
C-AIB の 2 倍弱であった。正常勤医区への集積は、
11
C-AIB よりもさらに低く 60 分後に約 0.2 であった。
11
C-AIB の腫瘍-炎症比は、時間とともに上昇し、60分後で約 5.3 であった。それに対して、18F-FDG は、
ほとんど変化せず、1.3 から 1.5 の間での変動であった。これらの結果から、11C-AIB は、18F-FDG よりも腫瘍集積性が高く、炎症部位への集積性が低い
ことが示され、治療効果判定に有用であることが示唆された。
3-2. X 線照射担癌マウスでの 11C-AIB の腫瘍集積の経時的変化
次に、実際に担癌マウスでの放射線治療による
11
C-AIB の腫瘍集積の経時的変化を PET により測定した。15Gy を照射された腫瘍は、照射 1 日後まで
サイズが大きくなり、その後減少に転じ、照射 3
日後には約 75%、照射 5 日後には約 30%のサイズになった。この間泰淳はほとんど変化しなかった。
照射 1 日後の 11C-AIB の腫瘍集積は、照射前に比べ、
約 15%上昇した。照射 5 日後には、約 25%と大きく減少した。照射直後の一過性の集積の上昇は、他

の腫瘍モデルではあるが 18F-FDG でも観察している。
血流の変化によるものか腫瘍細胞自体の 11C-AIB の取り込み量の変化によるのもかどちらかに起因すると考えられる。今後、細胞自体の照射による取り込み量の変化があるかどうかの検討が必要である。また、照射後の腫瘍の病理変化の解析も合わせて必要である。これらの結果を待たなければ正確なことはわからないが、今回の結果から、少なくともある程度期間を置いた場合には、11C-AIB が治療効果判定に利用できることが示唆された。

35

4. 結論
腫瘍と炎症の両方を持つモデルマウスにおいて
11
C-AIB は、18F-FDG に比べ腫瘍集積性が高く、炎症部位への集積性が低いことことが明らかとなった。
また腫瘍モデルマウスにおいて放射線治療 5 日後の 11C-AIB の集積が大きく減少することも明らかとなった。これらのことから、11C-AIB は、治療効果の画像診断に有用であることが示唆された。

（１３）64Cu-ATSM によるがん幹細胞ニッチイメージングと内用放射線治療－将来展望
吉井幸恵、古川高子、佐賀恒夫、藤林靖久

放医研・分子イメージング研究センター

1. はじめにがんの固形腫瘍内部には酸素が十分に供給されない低酸素領域が存在し、がんの悪性化に関与していることが知られている。我々はこれまでに、こうしたがんの低酸素領域に集積を示す Positron
Emission Tomography (PET) 用 放 射 性 薬 剤
64
Cu-diacetyl-bis (N4-methylthiosemicarbazone)64( Cu-ATSM)を開発し、研究を進めてきた 1-3。これまでの我々の研究により、64Cu-ATSM が集積する腫瘍内の領域では、血管が乏しく細胞増殖が緩やかであることが明らかとなっている 4, 5。また、これまでの臨床研究から、Cu-ATSM 集積腫瘍は高い治療抵抗性を示し、転移能も高いことが報告されている 6, 7。
一方近年、腫瘍の中には、高い腫瘍形成能・治療抵抗性・転移能・低酸素耐性などの性質を有す
るいわゆる「がん幹細胞」と呼ばれる少数の細胞群が存在し、腫瘍の悪性化に関与していることが明らかとなり注目を集めている 8, 9。
こうしたことから、我々は、腫瘍内の 64Cu-ATSM
集積領域には、腫瘍の悪性化に関与するがん幹細胞が多く存在し、そうした 64Cu-ATSM が描出する腫瘍内低酸素環境は「がん幹細胞の居場所」（いわゆ
る「がん幹細胞ニッチ」）になっているのではないかと考えた。本発表では、我々の 64Cu-ATSM とがん幹細胞に関する最新の研究成果を紹介し、
64
Cu-ATSM による腫瘍内がん幹細胞局在領域を標的としたイメージング並びに内用放射線治療の可能性について言及したい。

されている抗 CD133 抗体を用いた。なお、事前の検討より、Colon26 CD133+細胞は、高いコロニー形
成能・腫瘍形成能・低酸素耐性といったがん幹細胞様の性質を有していることを確認している。オートラジオグラフィー並びに免疫組織染色の結果を図 1 に示す。64Cu-ATSM 高集積領域では、CD133+
細胞の割合は 1.08 % ± 0.33 であり、高かった。
一方、血管が多数観察され細胞が活発に増殖している 18FDG 高集積領域では、CD133+細胞の割合は0.09 % ± 0.1 であり、非常に低かった。また、CD133+
細胞の存在比は、64Cu-ATSM 高集積領域＞64Cu-ATSM
中集積領域＞64Cu-ATSM 低集積領域、18FDG 高集積領
域の順に高かった。このように、64Cu-ATSM 高集積領域では、他の領域に比べ、CD133＋細胞の割合が高いことが明らかとなった。以上のことから、
64
Cu-ATSM は腫瘍内のがん幹細胞局在領域を標的としたイメージングに有用である可能性が示された。

2. 64Cu-ATSM による腫瘍内がん幹細胞ニッチイメ
ージング 10
我々は、64Cu-ATSM 集積低酸素領域にがん幹細胞が多く存在するのではないかとの考えを検証する
ため、マウス大腸がん（Colon26）腫瘍モデルを用い、腫瘍内における 64Cu-ATSM の集積とがん幹細胞の分布について検討した。本検討では、Colon26 腫
瘍モデルに対し、64Cu-ATSM 並びに 18FDG のダブルト
レーサーを投与し、腫瘍のオートラジオグラフィ
ー画像を得た。さらに、その隣接切片を用いて、免疫組織染色を行い、がん幹細胞の分布を調査した。本研究では、がん幹細胞マーカーとして汎用

図 1
Colon26 腫 瘍 モ デ ル に お け る 腫 瘍 内Cu-ATSM 集積と CD133+細胞の分布。64Cu-ATSM
並びに 18FDG のオートラジオグラフィー像（上段）。
64
18
Cu-ATSM 高集積部位並びに FDG 高集積部位における抗 CD133 抗体を用いた免疫組織染色（下段）。
64

3. がん幹細胞ニッチを標的とした内用放射線治療
11

一方、放射性 64Cu は、PET 検出できるポジトロン核種であると同時に、細胞に障害を与える－線・
オージェ電子を放出する核種でもある。こうしたことから、64Cu-ATSM は、腫瘍内がん幹細胞ニッチ36

がらも悪性度の高い性質を有するため、今後これを標的としたイメージング法並びに治療法の開発が求められるであろう。そうした中で、本研究成
果は、64Cu-ATSM を用いることで、がん幹細胞ニッ
チをイメージングでき、かつこれを同時に治療できる（図 3）という点で画期的であり、新たながん治療体系を提案するものと考えている。

を標的とした内用放射線治療にも応用が可能であると考えられた。そこで、我々は、64Cu-ATSM の内用放射線治療への応用の可能性について Colon26
腫瘍モデルを用いて検討した。本検討では、
Colon26 腫瘍モデルに対し、64Cu-ATSM を尾静脈より治療量投与[1 mCi（コントロール群: 0 mCi）×2、
1 週おき]した。投与開始後、19 日後に腫瘍を摘出し、腫瘍径を計測した。また、残存腫瘍中の CD133+
細胞比率をフローサイトメーターを用いて測定した。さらに、残存腫瘍由来の細胞（5104 個）をマ
ウスに尾静脈より注射し、16 日後にできた肺転移数をカウントし、転移能を評価した。その結果を、
図 2 に示す。64Cu-ATSM 投与腫瘍は、コントロール群に比べ、縮小していた（図 2A, B）。また、64Cu-ATSM
治療を施したマウスの残存腫瘍中の CD133+細胞の比率は、コントロール群に比べ有意に低下していた（図 2C）。64Cu-ATSM 治療を施したマウスの残存腫瘍由来細胞の肺転移数は、コントロール群に比べ、減少していた（図 2D）。以上の結果から、
64
Cu-ATSM の治療量投与により、腫瘍サイズの縮小・がん幹細胞比率の低下・転移能の抑制が引き起こされることが明らかとなった。また、これらのことから、64Cu-ATSM は腫瘍内がん幹細胞ニッチ
イメージングのみならず、同領域を標的とした内用放射線治療にも応用できる可能性が示された。

図 3 64Cu-ATSM による腫瘍内がん幹細胞局在領域を標的としたイメージング/内用放射線治療の概念図。64Cu-ATSM を用いることで、画像による診断と内用放射線治療を同時進行で行うことが出来る。
謝辞 本研究の一部は、文部科学省 科学研究費補助金 若手研究 B「放射性薬剤 64Cu-ATSM による
がん幹細胞局在領域標的内照射治療に関する研究」による。
参考文献[1] Fujibayashi Y, Cutler CS, Anderson CJ, et al. Nucl
Med Biol 1999;26:117-21.
[2] Fujibayashi Y, Taniuchi H, Yonekura Y, et al. J Nucl
Med 1997;38:1155-60.
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[4] Oh M, Tanaka T, Kobayashi M, et al. Nucl Med Biol
2009;36:419-26.
[5] Tanaka T, Furukawa T, Fujieda S, et al. Nucl Med
Biol 2006;33:743-50.
[6] Dehdashti F, Grigsby PW, Lewis JS, et al. J Nucl
Med 2008;49:201-5.
[7] Dietz DW, Dehdashti F, Grigsby PW, et al. Dis
Colon Rectum 2008;51:1641-8.
[8] Jordan CT, Guzman ML, Noble M. N Engl J Med
2006;355: 1253-1261.
[9] Wicha MS, Liu S, Dontu G. Cancer Res
2006;66:1883-1890; discussion 1895-6.
[10] Yoshii Y, Furukawa T, Kiyono Y, et al. Nucl Med
Biol 2010;37: 395-404.
[11] Yoshii Y, Furukawa T, Kiyono Y, et al. Nucl Med
Biol 2011;38:151-15

図 2 Colon26 腫瘍モデルにおける 64Cu-ATSM 内
用放射線治療の効果。64Cu-ATSM の治療量投与により、腫瘍サイズの縮小（A, B）・CD133+細胞比率の低下（C）・転移能の抑制（D）が引き起こされた。
*
P<0.05。
4. おわりに
本稿では、64Cu-ATSM に関する我々の最新の研究成果を紹介した。がん幹細胞は、その数は少数な

37

第３部
クリスタルキューブ検出器開発

独立行政法人科学技術振興機構(JST)
先端計測分析技術・機器開発プログラム「革新的ＰＥＴ用３次元放射線検出器の開発」
研究報告

38

（１４）クリスタルキューブ開発プロジェクトのまとめ
山谷泰賀 1、稲玉直子 1、吉田英治 1、錦戸文彦 1、平野祥之 1、田島英朗 1、
菅幹生 2、澁谷憲悟 3、羽石秀昭 2、渡辺光男 41
放医研・分子イメージング研究センター2
千葉大学 3 東京大学 4 浜松ホトニクス

として、平成 21 年 10 月から 2.5 年間のプロジェク
トとして行われた。
課題および分担開発者は以下の通りである。
(1) MPPC 素子および配置の最適化（放医研：山谷）(2) 位置弁別ｱﾙｺﾞﾘｽﾞﾑの開発（千葉大：菅）(3) 時間弁別ｱﾙｺﾞﾘｽﾞﾑの開発（東大：澁谷）(4) ﾓﾉﾘｼｯｸ･ｼﾝﾁﾚｰﾀｰﾌﾞﾛｯｸ内光学特性の設計（千葉大：羽石）(5) ﾓﾉﾘｼｯｸ･ｼﾝﾁﾚｰﾀｰﾌﾞﾛｯｸの開発（浜ホト：渡辺）(6) MPPC 用読み出し ASIC の開発（浜ホト：渡辺）(7) 検出器ﾓｼﾞｭｰﾙの試作（浜ホト：渡辺）(8) 試作ﾓｼﾞｭｰﾙの評価実験（放医研：山谷）

1. はじめに
近年、がんや認知症などの早期診断や分子イメージング研究を推進する手段として、PET が注目されている。一方で、従来の PET 装置の感度や解像度は、理論的に到達可能な値までは達しておらず、世界中で研究が続けられている。
PET 検出器は、放射線を微弱な光に変換するシンチレータと、光を電気信号に変換する受光素子から構成されるが、放射線を高い感度で検出する
ためには、PET 用に開発された高性能シンチレー
タでも 2cm 程度の厚さが求められる。PET の感度と解像度をともに高めるためには、検出器を測定
対象に近づける必要があるが、シンチレータ自体の厚みによって斜め入射の放射線位置を正確に検出できず、高い感度を保ったまま、理論限界まで解像度を高めることが困難であった。よって、この問題を解決するために、シンチレータ内部の放射 線 位 置 を 3 次 元 的 に 特 定 で き る
depth-of-interaction (DOI)検出器が求められてきた。
放医研では、これまでにシンチレータの深さ方
向に 4 段の位置弁別が可能な DOI 弁別法を開発してきた[1-3]。しかし、受光素子である光電子増倍管の小型化には限界があり、従来の 2 次元放射線検出器と同様に、シンチレータブロックの 1 面のみにしか受光素子を接合できなかった。すなわち、
これまでの DOI 検出器は、2 次元放射線検出器にDOI 計測を加えた「2D+DOI」であるため、DOI 方
向の位置弁別性能は必ずしも十分とは言えなかった。
そこで本プロジェクトでは、究極の PET 装置を普及可能な技術として実現することを目指し、DOI
検出器のコンセプトを発展させ、最先端技術を集約した革新的アイディアに基づく次世代 DOI 検出器として、縦・横・深さ各方向ともに同等な解像度を持つ 3 次元放射線検出器「クリスタルキューブ」の実現を目指した。

3. クリスタルキューブ検出器
クリスタルキューブ検出器のポイントは、多面
光読み出しと離散シンチレータ内光分配である。
・多面光読み出し
シンチレータブロックの全面に受光素子を接合して、シンチレータ内部の放射線 3 次元位置を縦・
横・深さ各方向ともに同等な解像度で得られるようにした。検出できるシンチレーション光の量が多いほど、位置・エネルギ・時間それぞれについて検出器の性能を高めることができると期待する。
この検出器が実現可能になったのは、新型の半導体受光素子 Multi Pixel Photon Counter (MPPC)を採用したからである。MPPC は薄いため、放射線の入射面を覆っても放射線を遮ってしまう問題はなく、検出器を並べたときにも邪魔になりにくい。
・離散シンチレータ内光分配
MPPC の受光面サイズ（すなわち位置分解能）は3mm 程度であるが、最終的に 1mm の等方的分解能を実現するため、シンチレータ光を適切に拡散させて、その重心点を求めるようにした。その際、シンチレータブロックの中央から端まで均一な解像度を安定的に得るために、シンチレータブロッ
ク内に光学的不連続面を形成してシンチレータを離散化した。

2. プロジェクト概要
本開発は、独立行政法人科学技術振興機構(JST)
先端計測分析技術・機器開発プログラムによる委託のもと、「革新的ＰＥＴ用３次元放射線検出器の開発」（チームリーダー：放医研・山谷泰賀）

39

図１ クリスタルキューブ開発プロジェクトの現在までの主な成果

・1 ペア評価システムの開発
検出器の位置分解能と断層画像の分解能が一致しないのが、PET の特徴である。これは、画像再構成の特性に加えて、ポジトロンレンジと角度揺動の PET ならではの物理現象による。よって、一対の検出器間で同時計数測定し、さらに検出器の位置を自動制御して仮想 PET 装置を具現化するシステムを開発した。現在のところ、レーザー加工
方式の 2mm ピッチクリスタルキューブにより、画像中均一な、半値幅で 1.7mm の分解能が得られる
ことを実証した[7][8]。

4. これまでの主な成果
現在までの主な成果を図１にまとめる。
・分割結晶方式のクリスタルキューブ試作
1 辺 1mm の微小な立方体形状の LYSO（ケイ酸
ルテチウムイットリウム）単結晶シンチレータを
16×16×16 に並べたシンチレータブロックの 6 面
すべてに MPPC を接合した検出器を試作し、PET用検出器として究極とも言える 1mm の解像度を得ることに成功した[4]。
・レーザー加工方式への展開
分割結晶を組み上げる代わりに、一塊のモノリ
シックシンチレータに外部からレーザー照射することで、3 次元的な光学不連続面を導入することに成功した。最初の動機は、量産化を視野に入れた産性の向上であったが、分割結晶方式よりもシンチレーション光をより均等に拡散できることから、
位置弁別においても有利であることが分かってきた[5]。これまでに、2mm 間隔の 3 次元レーザー加工に成功し[6]、現在、1mm 間隔にまで高解像度化できそうな目処を得ている。
・モジュール化
MPPC を最適位置に配置した 4×4 アレイの開発
や、MPPC のゲインを補正する ASIC を開発した。

40

5. 実用化に向けた追加検討の一例
JST プロジェクトと平行して、クリスタルキューブの実用化を加速させるために行っている研究を紹介する。
・面減らしの可能性
クリスタルキューブの基本アイディアは多面光
読み出しであるが、コストや回路系の単純化の観点から、使用する MPPC の数を減らすに越したことはない。特に、MPPC 接続面を、放射線の入射面とその対向面の 2 面に限定できれば、クリスタル
キューブを隙間なく並べることができて好ましい。
これまでに、3mm ピッチのレーザー加工方式において、対向 2 面（残りの 4 面は反射材）でも位置

6. まとめ本プロジェクトでは、2.5 年間という短い開発期間にも関わらず、1mm 等方分解能という非常に高い目標を掲げたが、分割結晶方式で目標をすでにクリアした。残り 2 ヶ月の開発期間において、レーザー加工方式にて、どこまで 1mm 等方分解能に迫れるか挑戦したい。
モンテカルロシミュレーションの結果、1mm ピ
ッチのクリスタルキューブ検出器で予想される分
解能は、たとえば検出器リング半径の半分の位置において、直径 275mm の頭部用近接型装置で1.13mm、直径 60mm のマウス用近接型装置なら0.99mm である[12]。これまでのＰＥＴ検査では見えなかった、大脳皮質の層構造や脳幹部におけるさまざまな神経細胞の分布などが見えるようになると考えられ、神経変性疾患や精神疾患の病態解明に役立つことが期待される。

弁別が可能であることが、シミュレーション[9]に続いて実験でも示されている（図 2）[10]。現在、より詳細な検討を進めている。

図２ MPPC 接続面を対向 2 面のみに限定した場
合の実験結果（3mm ピッチレーザー加工）

図３ 2D レーザー加工法の可能性。2mm ピッチにおいて、3D 加工法と比較した実験結果。
・2D レーザー加工法の検討
3D レーザー加工は、原理的には手作業を一切含まないため非常に効率的であるが、深部のレーザー加工はそもそも高度な技術であるほか、もし加工途中でクラック成長などが生じてしまった場合、修復は不可能である。そこで、薄い板状のシンチ
レータに 2D のレーザー加工を施し、その後、手作業でスタックする方法も検討している。これまでに、2mm ピッチのクリスタルキューブにおいて、2D レーザー加工法を試行している（図 3）[11]。3D
レーザー加工と比較することにより、レーザー加工面の光学的特性の理解も深まると期待する。

41

参考文献
[1] Murayama H, et al IEEE Trans. Nucl. Sci.
45 1152–7, 1998
[2] Inadama N, et al IEEE Trans. Nucl.Sci. 49
629–33, 2002
[3] Tsuda T, et al IEEE Trans. Nucl. Sci. 51
2537–42, 2004
[4] Yamaya T, et al Phys. Med. Biol. 56 (2011)
6793–807, 2011[5] Inadama N, et al J. Nucl. Med. 52 Suppl.
1 322, 2011[6] Yoshida E, et al, submitted to Phys. Med.
Biol.
[7] Yoshida E, et al, 2011 IEEE NSS-MIC,
MIC7-2.
[8] Yoshida E, in prep.
[9] 松本貴宏, 他 医学物理, 31, Sup. 1, p. 98,
2011.
[10] Hirano Y. in prep.
[11] 稲玉直子, 他 医学物理学会 2012 年 4 月（発表予定）[12] Yamashita H, the 6th Japan-Korea Joint
Meeting on Med. Phys. P-86, 2011

（１５）クリスタルキューブの位置弁別アルゴリズム
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 検出器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、MPPC を用いた新しい depth-of-interaction (DOI)検出器の開発を進めている (図 1)。X’tal cube は受光素子を結晶ブロック複数面に分散して配置し、高度解析によりミリレベルの分解能の実現を目指している。
本開発では X’tal cube に適したγ線検出位置弁別ア
ルゴリズムの一つとして、受光素子出力の応答関数を基に、尤度関数を作成して位置演算をする最尤推定法による位置弁別手法を開発した[2]。また、対費用効果の高い検出器の開発という別の観点か
ら、結晶ブロック表面に配置している受光素子の配置面数の削減がγ線検出位置弁別精度に与える影響を調べた。

2. 方法
2.1 最尤推定法による位置弁別手法の検討
2.1.1 最尤推定法による位置弁別法(分割結晶)
最尤推定法による位置弁別手法は，以下の 3 つのステップから構成される。
I. シンチレータとγ線との相互作用結晶 j に応じた受光素子 i の平均受光素子出力 fij を求める。
II. 受光素子 i の平均受光素子出力 fij と実際の受光素子出力 zi を用いて尤度関数 p( z |j ) を求める。
z f jiNf ij i e

i 1

zi !

p( z | j )  

ここで i (= 1 … N) は受光素子番号，N は受光素子数である。
III. 尤度関数 p ( z | j )が最大値をとる j を相互作用
結晶 X と推定する。
2.1.2 応答関数実測方法
応答関数は結晶ブロック内の発光結晶に応じた
全受光素子の出力値である。提案手法では応答関数をスポット照射でなく X’tal cube で可能なγ線を一様照射した結果から作成する。応答関数実測法
は 3 つのステップで構成される(図 2)。
I. γ線を検出器に一様照射したデータから Anger法により 3 次元 position histogram を作成する。
II. 3 次元 position histogram 上のスポットは各結晶で相互作用が起きたイベントを表しているため、各スポットで関心領域を設定し、各結晶で相互作用したイベントを抜き出す。
III. 同じ結晶イベントごとに受光素子出力を加算
平均し応答関数を作成する。

(a) 3 mm 結晶(b) 2 mm 結晶

図 2 応答関数実測法フローチャート
I. 上方よりγ線を検出器に一様照射
II. 3 次元重心ヒストグラム作成、及び同結晶イベントの抽出
III. 同結晶イベントの受光素子出力を加算
平均し応答関数を作成(c) 1 mm 結晶
図 1 X’tal cube 検出器例422.1.3 最尤推定法による位置弁別手法のシミュレーションによる検証
最尤推定法の有効性を、シミュレータ[3]を用いて検証した。
初めに、3.0 × 3.0 × 3.0 mm3 の LGSO 結晶素子を
6 × 6 × 6 に配列し、結晶に受光素子を光学接着により直接結合した検出器(3 mm 結晶) を想定したシミュレーションを行った。次に 2.0 × 2.0 × 2.0 mm3の結晶素子を 9 × 9 × 9 に配列した検出器 (2 mm 結晶) 、1.0 × 1.0 × 1.0 mm3 の結晶素子を 16 × 16 × 16に配列した検出器 (1 mm 結晶) の 2 つについてシ
ミュレーションを行った。2 mm 結晶と 1 mm 結晶の 2 つについては結晶表面で光を広げる必要性か
ら結晶・受光素子間に厚さ 1.0 mm のライトガイドを配置した。ライトガイド・受光素子間は光学接着とした。各想定検出器構造を図 1 に示す。
各ブロック表面には、受光素子を 4 × 4 に配列し、それ以外の表面には反射材を配置した。各受光素子の有感領域は 3.0 × 3.0 mm2 とし、結晶間は空気を想定した。最尤推定法の評価として Anger 法と結晶識別正答率を比較した。結晶識別正答率は各結晶における入射γ線数に対する正しく判別されたγ線数の割合と定義した。

3. 結果と考察
3.1 最尤推定法による位置弁別手法の検討
3 種類のシンチレーション結晶サイズの検出器における最尤推定法による位置弁別手法と Anger
法による結晶識別正答率を図 4 に示す。3 mm 結晶の場合では最尤法の平均正答率が Anger 法より 2.1
ポイント高い結果となった。2 mm 結晶の場合では3 mm 結晶に比べると、最尤法、Anger 法共に正答率は低下したが、最尤法の方が正答率は高く、差が 3.3 ポイントと 3 mm 結晶の時よりも大きくなった。 1 mm 結晶の場合では両手法間の差が 8.1 ポ
イントと、他の 2 種類の結晶サイズの場合よりもさらに差が広がった。
以上の結果より 3 次元に組み上げた結晶ブロッ
クに受光素子を分散配置した構造において、特に結晶素子サイズが小さい場合に最尤推定法は有効な手法となりうることが考えられる。

2.2 受光素子配置面数削減にともなう検出位置
弁別精度への影響
シミュレーションを用いてクリスタルキューブ
において受光素子配置面数を減らしたときのγ線検出精度への影響を調べた。検出器の結晶素子やライトガイドなどの設定は 2.1.3 と同じ設定とした。
表面の受光素子配置は統一し、配置する面数のみを変更して比較した。この際、受光素子を配置しなかった面は反射材で覆った。1 面ずつ減らしながら重心演算である Anger 法を用いて検出位置精度への影響を調べた。図 3 に受光素子 2 面のみに配置した時の想定検出器の例を示す。
評価指標には結晶の識別正答率と相互作用位置との誤差距離を用いた。
photo detector

reflector

photo detector

図 3 受光素子配置面数を 2 面とした場合の想定検出器構造例

43

correct answer rate (%)

100

Anger method
ML method

80
60
40
20
0

3 mm crystal

2 mm crystal

1 mm crystal

図 4 各手法、各結晶における正答率
3.2 受光素子配置面数削減にともなう検出位置
弁別精度への影響
結晶サイズが異なる 3 種類の検出器に対して受光素子を 2 面に配置した場合の 3 次元重心ヒスト
グラムを図 5 に示す。3 mm 結晶と 2 mm 結晶における受光素子配置面数が 2 から 6 面での結晶識別
正答率と誤差距離を図 6 に示す。
3 mm 結晶では受光素子を全 6 面と 2 面に配置した場合の正答率はそれぞれ 73.8%と 70.1%，相互作
用位置との誤差距離はそれぞれ 2.32 mm と 2.37mm となった。配置面数を 4 面削減した影響は正答率で 3.7 ポイント低下，相互作用位置との誤差距離で 0.05 mm の増加となり、位置弁別精度に大きな影響は見られなかった。2 mm 結晶では全 6 面と２面配置でそれぞれ 67.3%と 50.7%、相互作用位置との誤差距離はそれぞれ 1.95 mm と 2.20 mm となった。配置面数を 4 面削減した影響は正答率で 16.6
ポイント低下，相互作用位置との誤差距離で 0.25
mm の増加となり、3 mm 結晶よりも影響は大きくなったが、2 面配置でも十分に位置弁別できることがわかった。一方、1 mm 結晶では受光素子配置
面数を減らすと 3 次元重心ヒストグラムがつながってしまい、位置弁別ができなくなってしまった。

3 mm crystal

2 mm crystal

4. 結論
X’tal cube における位置弁別手法の開発と、受光素子配置面数削減による γ 線検出位置弁別精度への影響を調べた。
最尤推定法による位置弁別手法を用いることで、3 mm 結晶では従来手法と大きな差はなかったが、2 mm 結晶、1 mm 結晶では位置弁別精度が高くなった。
受光素子配置面数削減シミュレーションから、3mm 結晶、2 mm 結晶においては受光素子配置面数
を 2 面まで減らせる可能性が示されたが、1 mm 結晶においては受光素子を 6 面に配置することが好ましいことがわかった。

1 mm crystal(a) 受光素子配置面数 6 面

3 mm crystal

2 mm crystal

1 mm crystal

謝辞
本開発は、科学技術振興機構(JST)先端計測分析
技術・機器開発事業の委託のもと行われた。

(b) 受光素子配置面数 2 面

100

2.5

80

2.0

60

1.5

40

1.0

20

0.5
0.0

0

Error distance (mm)Correct answer rate (%)

図 5 各検出器における 3 次元重心ヒストグラム

参考文献
[1]

6 (96)
5 (80)
4 (64)
3 (48)
2 (32)
number of faces connected to the MPPC arrays(number of MPPCs)

[2]

100

2.5

80

2.0

60

1.5

40

1.0

20

0.5
0.0

0

[3]

Error distance (mm)Correct answer rate (%)(a) 3 mm crystal

6 (96)
5 (80)
4 (64)
3 (48)
2 (32)
number of faces connected to the MPPC arrays(number of MPPCs)(b) 2 mm crystal
図 6 各受光素子面数における結晶識別
正答率と誤差距離

44

Yujiro Yazaki,et al, “Preliminary study ona new DOI PET detector with limited numberof photo-detectors”, The 5th
KOREA-JAPAN Joint Meeting on Medical
Physics, YI-R2-3, 2008.
横山貴弘, 菅幹生, “クリスタルキューブ検出
器用位置弁別アルゴリズムの開発”，平成２２年度次世代 PET 研究報告書, 56-57, 2011.
Haneishi H,et al, “Simplified simulationof four -layer depth of interaction
detector PET”, Radiological Physics andTechnology, 1, 106-114, 2008.

（１６）MPPC のタイミング性能
澁谷憲悟
東大院総合文化、放医研分子イメージング

1. はじめに
ＭＰＰＣの出力をデジタルオシロスコープで保存し、デジタル化された波形データをＰＣで事後処理する方法でＭＰＰＣのタイミング性能を解析してきた。これまでに、最適化するべきパラメー
タとして、①印加電圧、②ＣＦＤタイミングレベ
ル、③フィルタリング（カットオフ）周波数の重要性を示した。
今回は、一組のＭＰＰＣについて①～③を最適化し、素子毎にこれらの特性が異なるのかどうかを検討した。また、最適化されたＭＰＰＣ同士の同時計数における時間分解能も測定した。また、①～③以外に有用なパラメータがないか検討した。
2. 方法
２個のＭＰＰＣ素子（浜松ホトニクス、型番Ｓ
１０３６２－３３－０５０Ｃ、Ｓ／Ｎ０８００２
５８７および０８００２５８２）を用いた。両素子の３×３ｍｍ２の受光面に、シリコングリスを用いて３×３×３ｍｍ３のＬＧＳＯ結晶（日立化成、
化学研磨）を一個ずつ光学接続した。結晶の接続面以外は反射材（テフロンテープ）で被覆した。
両素子のパラメータ①～③はＢａＦ ２ 結晶を搭載したＰＭＴ（浜松ホトニクス、Ｈ３３７８－５０）との同時計数により最適化した。ＢａＦ２結晶
は直径５ｃｍ、厚さ３ｃｍの円柱形で、ＰＭＴの石英窓にシリコングリスで光学接続し、接続面以外をテフロンテープで被覆した。ＰＭＴの印加電圧は－２７００Ｖに固定した。
各検出器の波形信号は、アナログ帯域１ＧＨｚのデジタルオシロスコープ（テクトロニクス、ＤＰＯ７１０４）を用い、サンプリングレート１０
ＧＳ／ｓで記録した。トリガはデジタルオシロス
コープの内部論理トリガ機能を使用し、二つの検出器の出力信号が同時に設定値を超えた場合のみ
同時計数が成立した事象として記録した。
記録した波形データは、専用の解析ソフトにより、まずＲＣフィルタを模擬した低周波透過フィルタでスムージングし、次にＣＦＤ回路を模擬した演算によりタイムスタンプを算出した。フィル
タのカットオフ周波数と、ＣＦＤのディスクリレ
ベルは解析における可変パラメータである。両信号の時間差をヒストグラム化し、その分布から同時計数の時間分解能（ＦＷＨＭ）を求めた。
また、スムージング前の波形に対して、従来の④波高値に加え、⑤波形出力の積分値、⑥波高値と積分値の比、⑦バックグラウンドレベル、⑧立
ち上がり時間でも波形の取捨選択を行い、異常と判定した事象を棄却すれば時間分解能が改善するかどうか検討した。
全ての測定は２０±１℃に管理された暗箱内で行った。
3. 結果と考察
3.１ＭＰＰＣの条件最適化
Ｓ／Ｎ０８００２５８７の検出器（以下ＭＰＰ
ＣⅠ）の印加電圧を６９．４０Ｖから７１．６０
Ｖまで、０．１０Ｖずつ変化させて同時計数の波形データを記録した。この解析では、カットオフ
周波数とＣＦＤレベルは適当な値に固定した。なお、メーカの推奨電圧は７０．５０Ｖであった。
図１より、最適電圧として７１．１０Ｖとした。
図中の放物線は最適値近傍のプロットに対する近似曲線である。同様の測定と解析により、Ｓ／Ｎ
０８００２５８２の検出器（以下ＭＰＰＣII）の最適電圧を７０．５５Ｖ（メーカ推奨値７０．１５
Ｖ）とした。

図１ ＭＰＰＣⅠの印加電圧と時間分解能の関係

45

次に、最適な印加電圧の波形データを用いて、ローパスフィルタのカットオフ周波数を変化させながら、ＭＰＰＣⅠの時間分解能を調べた。図２
より２９０ＭＨｚを最適周波数とした。同様の解析により、ＭＰＰＣII の最適周波数も２９０ＭＨｚと判定した。

１．７ｐｓ、ＭＰＰＣⅡでは２８３．８±１．６ｐｓと求められた。
3.2 ＭＰＰＣの同時計数
以上のように最適化された一組のＭＰＰＣを用
いて、ＭＰＰＣ同士の同時計数を行った。その結果、図４に示すように、時間分解能は２８０．１±０．９ｐｓであった。

図２ ＭＰＰＣⅠのカットオフ周波数と時間分解能の関係
次に、最適化された印加電圧とカットオフ周波数を固定し、ＣＦＤレベル（波高値に対する割合）を変化させて時間分解能を調べた。図３にその結果を示す。ＣＦＤの最適はＭＰＰＣⅠでは２．４％、
ＭＰＰＣⅡでは２．１％であった。

図３
関係

ＭＰＰＣⅠのＣＦＤレベルと時間分解能の以上の最適化の末、ＭＰＰＣⅠとＢａＦ２の同時計数では時間分解能（ＦＷＨＭ）が２９３．１±

46

図４
関係

ＭＰＰＣⅠのＣＦＤレベルと時間分解能の3.3 その他のパラメータの検討
また、更に⑤波形出力の積分値、⑥波高値と積分値の比、⑦バックグラウンドレベル、⑧立ち上
がり時間を判定条件として、波形の取捨選択を行ったところ、時間分解能が僅かに改善した。⑤～⑧の全ての追加処理をした場合の時間分解能は２７５．３±１．１ｐｓであった。
表１にこの追加処理の効果の一覧を示す。ただし感度損失を考えると、少なくとも本実験条件ではこれらの追加処理を行うべき積極的な理由は見出されなかった。これは、デジタルオシロスコー
プの内部論理トリガにより、既に正しい同時計数の事象のみが選択的に測定されている為と考えられ、むしろ実際のＰＥＴ装置の測定条件では効果を発揮する可能性もあると考えられる。

表１
追加処理

4. 結論
一組のＭＰＰＣについて①～③の最適化を行い、素子毎にこれらの特性を調べたところ、素子間に大きな差異は認められなかった。
ＭＰＰＣにＬＧＳＯ結晶を搭載した検出器同士の同時計数では、時間分解能が２８０．１±０．
９ｐｓであった。
更に⑤～⑧の追加処理を行うと時間分解能は２７５．３±１．１ｐｓまで改善したが、感度が半分にまで低下した。
以上の結果から、ＭＰＰＣとＬＧＳＯ結晶を一対一で対応させた場合、適切な信号処理を行えば同時計数において３００ｐｓ程度の時間分解能が得られる事が明らかになった。これは、将来ＴＯ
Ｆ－ＰＥＴ用検出器として利用できる可能性を示している。

追加処理の効果と感度損失率
時間分解能

同時計数損失

（ｐｓ）

（％）

④

２８０．０８０④⑤

２７８．７４４．８④⑤⑥

２７８．４１

１６．５④⑦

２７７．５３２９．１④⑧

２７８．４８２０．７④⑤⑦⑧

２７６．０２

３８．６

④⑤⑥⑦⑧

２７５．２９４７．２

また、⑤～⑧の追加処理をした場合、ＭＰＰＣ
Ⅰ、ＭＰＰＣⅡ、およびＰＭＴの固有の時間分解能は、それぞれ、２０１．２±１．９ｐｓ、１８７．４±２．４ｐｓ、および２１３．１±１．８ｐｓであると推定された。
表２に、ＭＰＰＣⅠとＭＰＰＣⅡの比較結果を示す。
表２ ＭＰＰＣの比較
追加処理

ＭＰＰＣⅠ

ＭＰＰＣⅡ

０８００２５８７

０８００２５８２

推奨電圧（Ｖ）

７０．５０

７０．１５

最適電圧（Ｖ）

７１．１０

７０．５５

最適カットオフ

２９０

２９０

最適ＣＦＤ（％）

２．４

２．１

固有時間分解能

２０１．２

１８７．４

Ｓ／Ｎ

周波数（ＭＨｚ）（ｐｓ）

47

（１７）クリスタルキューブ内の光伝搬シミュレーション
緒方祐真，羽石秀昭
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

1. はじめに本プロジェクトでは，高感度と高分解能の両方を合わせ持つ X’tal cube と名付けられた PET (positronemission tomography) 検出器の開発が進められている[1]．X’tal cube は，図 1 に示すように立方体のシ
ンチレーション結晶を使用する．結晶内部には反射材を挿入せず，表面の６面全てにシリコン光電子増倍管(silicon photomultipliers, SiPMs)を配置し，受光素子の領域外を反射材で覆う構造をしている．これ
によりシンチレーション光を 3 次元的に受光する．
さらに本プロジェクトでは，モノリシック・シンチ
レータブロックに，レーザ照射で内部に微細な光学的不連続点(以下，laser-processed boundary， LPBとする) [2]を導入することで，検出器組み立て工数を大幅に削減すると共に，シンチレータ間に存在する不感領域を低減し，消滅放射線検出感度の向上を図る．この際に，相互作用位置の弁別能を最適にするためのブロック内光学特性の設計が重要である．
そこで本研究では，計測された LPB の光学特性データに基づき LPB を自由に配置可能なモンテカル
ロシミュレータの開発を行った．このシミュレータ
では，シンチレーション結晶と消滅放射線の相互作用により発生した全光子を追跡する．この際，並列演算ユニットである GPGPU(General Purpose GPU)を用いて，シミュレーションの高速化を行った．

図 1

図 2

LPB の光学特性計測実験系

2.2. シミュレータ実装
今回実装したシミュレータは，検出器を計算機上に構築し，図 3 に示すような手順で，結晶と消滅放射線との相互作用により発生した光子をそれぞれ
モンテカルロシミュレーションで追跡する．
2.2.1. 消滅放射線追跡
消滅放射線の追跡部分は，過去に我々が作成したシミュレータ[3]を基に行う．結晶と消滅放射線の相互作用は光電吸収とコンプトン散乱のみを取扱
い，トムソン散乱などその他の相互作用は無視する．
検出器に入射する各消滅放射線に対し，そのときの相互作用位置を確率的に決定する．次に，その位置での相互作用の種類を決定し，その際に放出するエネルギーに応じた光子を発生させる．
2.2.2. 光子追跡
本シミュレータでは，三角形パッチを使用して結晶表面と LPB を表現する．したがって各平面は 2枚の三角形パッチを使用することになる．図 1 に示
すように結晶を 𝑚 × 𝑚 × 𝑚 に分けるように LPBが配置されているとすると x-y，y-z，z-x の各面に平行な平面数はそれぞれ𝑚 + 1枚となる．よって検出器を構成する平面数は(𝑚 + 1) × 3となる．検出器を構成する三角形パッチの総数 n は，この 2 倍であり，𝑛 = (𝑚 + 1) × 6(1)と表すことができる．
相互作用により発生した光子は，ランダムな方向へ飛行する．光子はそれぞれ結晶の特性に合わせた波長を持つ．光子がどの界面と交差するかを光子の軌跡と各平面を構成する三角形パッチの頂点座標から求め，その後光子の振る舞いを決定する．この振る舞いは，それぞれの界面の透過率と反射特性のモデルを用いて決定する．
図 4 に示すように，結晶内を移動する光子が交差する界面は結晶表面もしくは LPB の 2 種類である．
まず，結晶表面と交差する場合は，フレネルの法則
により光子の反射率を算出する．また，反射の方向

X’tal cube

2. 方法
2.1. 光学的不連続面の特性測定とモデル化
LPB での光子の振る舞いについては，図 2 のような実験系で実際に計測されたレーザ光強度デー
タに基づきモデル化を行った．直径 50mm，厚さ5mm の円盤状 LYSO 結晶の中心に 5mm x 5mm のLPB を施す．
この結晶を回転テーブル上に乗せ LPBにレーザ光を入射させそのときの透過・反射光強度
を Photo diode で計測する．具体的には，ある入射角𝜃 に対して Photo diode の計測角度𝜑 を-135°~135°まで 5°間隔で動かし光強度データを収集する．そして，計測結果から適当な関数を用いてLPB の透過率と反射特性のモデル化を行う．

48

の決定には Cook-Torrance の反射モデル[4]を使用す
る．LPB と交差する場合は，2.1 の実験で取得した
透過率，反射特性のモデルを使用して光子の振る舞いを決定する．光子が結晶表面から外に出た場合は必ず反射材もしくは，受光素子と交差する．反射材と交差した場合，反射材の持つ反射率に従って反射判定を行い，ここで反射しなかった光子は吸収され，反射の方向は常に正反射方向になる．また，受光素子と交差する場合は，検出は量子効率を考慮して検出判定が行われる．

(2.67GHz, 4core)を使用し，開発環境として NVIDIA
社から提供されている CUDA[5]を用いてシミュレ
ータのコーディングを行った．

図 5

GPU を使用したモンテカルロシミュレーション

3. 実験と結果
3.1. 光学的不連続面の特性測定とモデル化
𝜃 = 60°, 30°の LPB の透過・反射光強度の計測
結果を図 6 a)に示す． LPB の透過率として各入射角𝜃で計測された𝜑 = 0°での相対光強度値を 5 次の多項式で近似してモデル化を行った．さらに，透過光において入射角𝜃が大きくなるにつれ透過した光の分散が大きくなることが計測された．この分
散の広がりも 3 次の多項式で近似した．反射特性については，正反射方向にピークを持つようにガウス関数でモデル化を行い，このときの分散の値は経験的に決定した．図 6 b)にモデル化を行った結果を示す．この結果は，計測結果と同様を特徴を有しており，今回行ったモデル化の有効性が確認された．

図 3 モンテカルロシミュレーションの流れ

図 4 光子追跡の流れ

2.3. 高速化
本研究では，GPGPU を使用した並列計算によってシミュレータの高速化を行った．図 5 に示すフローにおいて消滅放射線の追跡は CPU のみを使用して計算を行い，光子追跡部分で GPU を使用した並列処理を行う．GPU として NVIDIA Tesla C2050(0.58GHz, 448cores)，CPU として Intel Core i7 920

図 6

LPB 計測結果 a) Measurement, b) Simulation

シミュレータ実装
今回，実装したシミュレーションの精度検証のためにプロトタイプの X’tal cube を用いた実験との
3.2.

49

比較を行った．用いたシンチレーション結晶は，図7 に示すような一辺 18mm の立方体の LYSO 単一結晶に 6×6×6 に区切るような LPB を施したものである．また，SiPMs の大きさを 3mm×3mm とし，それを結晶各表面に 4 x 4 に配置する．照射する消滅放射線エネルギーを 511keV として,これを 200 万回結晶に入射させた．評価方法として各 SiPMs か
らの出力から式(2)を用いたシンプルな 3D Anger 法
でポジションマップを作成した．
𝑅𝑖 = ∑𝑗 𝑃𝑖,𝑗 × 𝑛𝑗 / ∑ 𝑛𝑗 (𝑖 = 𝑥, 𝑦, 𝑧, 𝑗 = 1, … , 𝑀)(2)
このとき𝑅𝑖 は，計算されるポジション，𝑃𝑖,𝑗 は，各
SiPMs の位置における重み, 𝑛𝑗 は，それぞれ SiPMsの出力，M は，SiPMs の合計数である．
この式によって算出されるポジションを 3 次元
空間上にプロットしていくと図 8 に示すような 3D
ポジションヒストグラムになる．この結果に示されている 6 x 6 x 6 のクラスタは結晶内のそれぞれのセグメント内で起きた相互作用の応答に対応する．
またこの 3D ポジションマップから結晶中心部(図7, layer4)だけ抜出したものを図 9 a), b)に示す．両者とも応答が 6 x 6 に明確に分かれており，シミュ
レーションが良好に行われていることを確認できる．

3.3. 高速化
光子追跡部の並列計算による高速化の検証のために，GPU を使用したときと CPU のみで計算した
際の計算時間の比較を行った．ここでの計測時間は
1 回の相互作用で発生した光子を全て追跡するまでの時間である．
今回一辺が 18mm の結晶を 6 x 6 x6(3mm pitch)，9 x 9 x 9(2mm pitch)，18 x 18 x 18(1mmpitch)に区切るように LPB を施した 3 パターンのジオメトリでそれぞれ計測を行った．式(1)より，検出器を構成する全三角形パッチ数は 3mm pitch で
42 枚，2mm pitch で 60 枚，1mm pitch で 114 枚になる．100 回の計測を行い，その平均を求めた．結果
を表 1 に示す．この結果より GPU を使用した並列化による高速化が非常に有効であることを確認した．
表 1 CPU と GPU の計算時間

Pitch
GPU
CPU
Speed Up

3mm
0.04
17.3
433x

2mm
0.1
42.1
421x

(unit: s)

1mm
0.5
176.6
353x

4. 結論
本研究では，X’tal cube 開発のための単一結晶内の LPB のデザイン可能なモンテカルロシミュレー
ションを開発した．プロトタイプの X’tal cube で実際に行われた実験と比較したところ良好な結果を示し，シミュレータの有効性を示すことができた．
また， GPU を用いて光子追跡部分を並列処理することで非常に高い高速化を実現した．今後は，本シミュレータを使用して，高い位置弁別能を得るための LPB の特性と配置について研究を進める．

図 7 比較ジオメトリ

謝辞
本研究は，科学技術振興機構(JST)先端計測分析技
術機器開発事業の支援のもと行われた．

参考文献
[1]
T. Yamaya, T. Mitsuhashi, et al. Phys. Med. Biol,
vol. 56, pp. 6793-6807, 2011
[2]
T. Moriya, K. Fukumitsu, et al. IEEE Trans. Nucl.
Sci., vol. 57, no. 5, pp. 2455-2459, 2010.
[3]
H. Haneishi, M. Sato, et al. Radiol Phys Technol,
vol. 1, no. 1, pp. 106-114, 2008.
[4]
R. Cook, K. Torrance, ACM Trans Graph., vol. 1,
pp. 7-24, 1982
[5]
NVIDIA Corporation,”CUDA Programming
Guide 3.2,”2011.

図 8 3D position map a) Experiment, b) Simulation

図 9 2D position map a) Experiment, b) Simulation50

（１８）レーザーによるシンチレータ内部加工と MPPC 用 ASIC の開発
大村知秀、福満憲志、森谷隆広、渡辺光男
浜松ホトニクス株式会社

1. はじめに科学技術振興機構(JST)の委託研究「革新的 PET
用 3 次元検出器の開発」において、シンチレータ
ブロックの全表面に複数個の半導体受光素子
MPPC (Multi-Pixel Photon Counter) 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検出器（クリスタルキューブ）の開発を行っている。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が、小さな結晶素子を接着剤等で組み立てる従来の方法では十分な寸法精度を得ることは困難で、結晶素子ごとの発光量のばらつきや量産化の点でも問題がある。我々は、これらの問題を解決するためにモノリシック結晶を用いて内部をレーザー加工によって細かなピッチで 3 次元アレ
イ構造を作製する技術の開発を行っている。また、多数の MPPC を使用する検出器の小型化にはゲイン調整などを含むフロントエンド回路の集積化が必要であると考え、MPPC 用読み出し ASIC の開発も進めている。今回、18 mm 立方の結晶に 1 mm ピッチで加工したアレイ構造の作製と試作した ASICについて報告する。

2. レーザーによるシンチレータ内部加工
ガンマ線に対する高い検出効率および位置分解能特性を有するシンチレーション検出器の簡便な製作技術の確立を目的に、レーザーを用いた内部集光加工によるシンチレータのアレイ構造化を検討している。これまでにレーザー加工を用いてシンチレータ結晶内部の 2 次元アレイ構造作製[1]や3 次元化として 18 mm 立方の LYSO 結晶内部に 2mm ピッチ、9  9  9 の 3 次元アレイ構造作製について報告してきた。
ここで、結晶深部にレーザー光を集光する場合、結晶と空気の屈折率差に起因する収差の影響が大きくなるため、レーザー加工閾値を越えるだけのエネルギー密度を確保するためには、より高いパルスエネルギーが必要となる。これはレーザー加工時に結晶へ過剰のダメージを与えることになり、加工良品率の低下に繋がっていた。クリスタルキ
ューブの狭ピッチ化にあたっては、より低いパル
スエネルギーで、結晶深部まで確実に加工できる手法の探索が課題となっていた。
本課題に対して、我々は、異なる特性を有する
複数のレーザー光源を組み合わせることで、従来法よりも低いパルスエネルギーで結晶深部まで加工できることを見出した。この加工方法を適用することで、18 mm 立方の結晶内部に 1 mm ピッチで
18  18  18 の 3 次元アレイ構造を作製することができた。その写真を図 1 に示す。
3. MPPC 用 ASIC
クリスタルキューブでは 18 mm 立方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 面で合計 96 個配置され、これら MPPC の出力信号からシンチレーション発光点等が求められる。多数の信号を処理することから、フロントエ
ンド回路用として 16ch 入出力、低インピーダンス
入力回路、MPPC バイアス電圧調整回路、総和回路で構成された MPPC 読み出し用 ASIC を開発し、これまでに素子単体での電気的性能や MPPC 接続時の特性等について報告した。今回、クリスタルキ
ューブの特性評価を行うために、この ASIC を用いて図 2 に示すような CAMAC 測定系に接続するための検出器回路を試作した。結晶ブロック各面には 16 個の MPPC が実装されたフレキシブルケー

図 1 レーザーを用いて 18 mm 立方の LYSO シ
ンチレータ内部に 1 mm ピッチ、18  18  18 の3 次元アレイ構造を作製

51

ブルを取り付け、MPPC 出力信号は ASIC と波形整形回路で構成された回路基板を介して CAMAC 測定系に入力される。各 MPPC は ASIC 内の DAC で
個別にバイアス電圧を調整することで、ほぼ同じ
ゲインとなるように設定できる。この実験回路において、ASIC を使用しない場合と同等の位置弁別特性が得られている。
図 3 ASIC チップと周辺部品を搭載した LTCC 基板による 13 mm□ BGA パッケージ

ASIC & Shaper 基板

4. まとめ今回、異なる特性を有する複数のレーザー光源を組み合わせる方法によって結晶深部まで確実に加工できるようになり、18 mm 立方 LYSO 結晶内部に 1 mm ピッチで 18 x 18 x 18 の 3 次元アレイ構
造を作製することができた。また、小型 ASIC パッ
ケージを開発し、検出器モジュールの製作を行っている。
今後、さらに効率的で信頼性の高い 3 次元アレイ作製方法の検討を進めると共に小型検出器モジ
ュールを完成させる予定である。

4×4 MPPCs
フレキシブルケーブル

ASIC

18 mm□

図 2 MPPC 実 装 ケ ー ブ ル と ASIC を 用 い た
CAMAC 測定系用検出器回路基板

小型検出器モジュールを開発するために ASIC
チップを搭載するパッケージとして低温焼成セラ
ミックス (LTCC) 基板を検討し、図 3 に示すような 13 mm□ 144 pin BGA パッケージが完成した。
ASIC 周辺部品として必要なバイパスコンデンサや抵抗が搭載され、フロントエンド回路基板をより小型化でき、さらに放熱ビアによる効率的な放熱も期待できる。
現在、この ASIC パッケージ 6 個と結晶ブロック
各面に取り付ける MPPC ケーブル 6 本を用いた小型検出器モジュールを製作中である。

謝辞
本研究は、科学技術振興機構（JST）先端計測分
析技術・機器開発事業からの委託により行われている。ASIC 開発に関して ISAS/JAXA 池田博一教授にご協力頂き、心より感謝致します。
参考文献[1] T. Moriya, et al., “Development of PET
Detectors Using Monolithic Scintillation
Crystals Processed Sub-Surface Laser
Engraving Technique”, IEEE Trans Nucl Sci
57: 2455-2459, 20

52

（１９）1 ペアシステムによるクリスタルキューブの空間分解能の評価
吉田英治, 平野祥之，田島英朗, 山谷泰賀
放医研・分子イメージング研究センター

2.2 １ペア同時計数システム
図 2 に１ペア同時計数システムと模擬したリング状 PET 装置を示す。本システムは線源ホルダーと一方の検出器がそれぞれ回転ステージ上に設置されており、リング状 PET の取りうるすべての検出器配置を模擬することができる。リング直径は10 cm から 30 cm まで可変であり、今回は動物サイズを想定して 14.6 cm とした。また、PC からデー
タ収集と回転ステージを制御することにより測定の自動化が可能である。それぞれの検出器配置における測定時間は 5 分とした。

1. はじめに
我々は、シンチレータブロックの多面からシンチレーション光を検出するという独自コンセプトに基づいた、新しい 3 次元 PET 検出器「クリスタルキューブ」の開発を進めている[1]。従来の 2 次
元 PET 検出器ではガンマ線の入射方向が検出器に対して傾斜すると空間分解能が劣化する問題点があり、様々なタイプの 3 次元 PET 検出器が提案されているが、あらゆる入射方向に対して等方的な分解能を有するには至っていない。一方、クリス
タルキューブでは、立方体の微小結晶を 3 次元的に積層し、多面からの Multi pixel photon counter(MPPC)による効率的な光収集により、等方的かつ高い空間分解能を得ることを目指している。また、生産性及び作製精度の向上を目的として、レーザーによるシンチレータ内部の加工方法[2]を検討している。
本研究ではレーザーによる内部加工を施した１
対のクリスタルキューブを用いてリング状の PET装置を模擬するシステムを新たに開発し、クリス
タルキューブ検出器の性能評価及び空間分解能特性を評価することを目的とする。
2. 方法
2.1 クリスタルキューブ検出器
クリスタルキューブ検出器は 18×18×18 mm3 のLYSO シンチレータにレーザーで 2 mm 間隔で微小クラックを導入した 3 次元シンチレータブロックに１面 4×4 の MPPC のアレイで 6 面を覆った。
（図1）MPPC からの 96 チャンネルの信号は ASIC による MPPC のゲイン補正を行った後、それぞれ独立で収集される。22Na による一様照射から検出器の性能評価及び検出器校正を実施した。

図 2 １ペア同時計数システム（上）と模擬したリ
ング状 PET 装置（下）図１ン）

2.3 空間分解能評価
直径 1 mm の球状点線源を用いて空間分解能を評価した。１対のクリスタルキューブからの信号は 10 ns の時間幅で同時計数判定され、リストモードで収集される。測定されたリストモードデータ
は一様照射データから作成した結晶判定テーブル

クリスタルキューブ検出器（2 mm バージョ53

3.2 空間分解能評価
図 5 に FBP によって得られた点線源の再構成画像を示す。点線源は視野中心から Radial 方向に 1 cm
間隔で 5 cm の offset まで測定を行った。nonDOI
は仮想的に深さ方向の結晶を束ねて画像再構成したものである。DOI 情報を利用することで Radial
方向の分解能劣化が大幅に改善していることがわかる。

参照及びエネルギーウィンドウ判定からサイノグ
ラム上にヒストグラミングする。サイノグラムを
Filtered backprojection (FBP)で画像再構成すること
で点線源の画像を得た。再構成画像のマトリクス
サイズは 292×292×18 とし、ピクセルサイズは断面内で 0.5 mm 対軸方向に 1 mm とした。また、有効視野はリング径と同様に 14.6 cm とした。
3. 結果と考察
3.1 クリスタルキューブの性能評価
図 3 に一様照射データから単純なアンガー計算
によって得られた 3 次元ポジションヒストグラムを示す。ヒストグラム上の個々のクラスターが 1個の結晶素子に対応する。レーザー加工したクリスタルキューブは 729 個の全結晶が弁別できていることがわかる。

図 5 点線源の再構成画像
図 6 に得られた空間分解能を示す。クリスタル
キューブは 9 層 DOI によって視野内で一様に 2 mm
以下の空間分解能が得ることができた。一方、nonDOI においては Radial 方向に offset するにつれて空間分解能が劣化している。Tangential 方向は 9
層 DOI に比べて全体的に空間分解能がわずかに劣化している。

図 3 3 次元ポジションヒストグラム
図 4 に結晶ごとの光量差補正ありなしでの全体のエネルギースペクトルを示す。補正前のエネル
ギースペクトルにおいても ASIC による MPPC のゲイン補正によって 17.3 %と比較的良好なエネルギ
ー分解能が得られた。（ASIC を利用しない場合は23.7 %であった。）また、結晶ごとの光量差補正を行うことで 10.4 %まで改善した。この結果からエネルギーウィンドウは 450-550 keV とした。
図 5 空間分解能
4. 結論
本研究では、レーザーによる内部加工を施した 1
対のクリスタルキューブを用いて 1 ペア同時計数システムを開発し、検出器の性能評価及び空間分解能測定を実施した。レーザーによるシンチレー
タ内部の加工方法は組み立て精度の向上だけでなく結晶弁別性能の向上にも寄与することが可能である。また、1 ペア計測の結果から、視野内で一様に 2 mm 以下の空間分解能が得られ、クリスタルキ
ューブの持つ等方空間分解能を立証した。今後は更なる高分解能化を行う予定である。なお、本研
究の一部は、科学技術振興機構(JST)先端計測分析
技術・機器開発事業の委託のもと行われた。

図 4 エネルギースペクトル （個々の結晶素子の光量差補正あり、なし）

54

参考文献
[1] Yamaya T, Mitsuhashi T, Matsumoto T, et al.
2011 A SiPM-based isotropic-3D PET
detector X'tal cube with athree-dimensional array of 1 mm3 crystals
Phys. Med. Biol. 56 6793–807[2] Moriya T, Fukumitsu K, Sakai T, Ohsuka S,
et al., 2010 Development of PET Detectors
Using Monolithic Scintillation Crystals
Processed
With
Sub-Surface
Laser
Engraving Technique IEEE Trans. Nucl. Sci.
57 2455–59

55

（２０）サブミリ PET への期待
―MRI による機能情報との比較研究―
伊藤 浩、川口拓之、生駒洋子、青木孝子、佐野ひろみ
島田 斉、小高文聰、木村泰之、藤原広臨、高野晴成
放医研・分子イメージング研究センター

うつ薬のターゲットの一つであり、抗うつ薬のノルエピネフリントランスポーター阻害作用の指標
として、PET によりノルエピネフリントランスポー
ターの占有率が測定されている[3]。

1. はじめに
脳機能イメージング研究の立場から次世代 PET
測定システムに望むものとしては、
・感度および空間分解能の向上
・定量性の確保があるが、このうち、空間分解能については脳微
細構造の脳機能パラメータの測定と、組織混合効
果による測定誤差の低減を図る上でその向上が望まれているものである。クリスタルキューブ検出器の開発を中心とする超高分解能 PET 装置、いわゆるサブミリ PET の開発は FWHM で 1 mm 程度の空間分解能を目指すものであるが、これが実現すれば、脳機能イメージング研究に飛躍的な進歩をもたらすことが予想される。ここでは、PET の分解能が結果に影響を与え得る研究として、我々が現在行いつつある MRI によるニューロメラニンイメー
ジングと PET による脳神経伝達機能の測定の比較研究について紹介し、PET の分解能の向上の重要性について考える。
2. PET による神経伝達機能の測定
ドーパミン作動性神経系やノルエピネフリン作
動性神経系などのモノアミン作動性神経系は、パーキンソン病や統合失調症、うつ病などの精神・神経疾患の病態に深く関与しており、薬物治療のターゲットになっている。
ドーパミン作動性神経系は、中脳の黒質から背側線条体に投射する経路と、中脳の腹側被蓋野か
ら腹側線条体および辺縁系を含む大脳皮質へ投射する経路に大別され、PET を用いて前シナプス機能としてドーパミン生成能とドーパミントランスポーター結合能、後シナプス機能としてドーパミン
D1 および D2 レセプター結合能を測定することができる[1]。パーキンソン病では前シナプス機能であるドーパミン生成能とドーパミントランスポータ
ー結合能の低下が、統合失調症ではそれらの増加が報告されている。
ノルエピネフリン作動性神経系は、脳幹部に存在する青斑核から大脳皮質や視床に投射しており、PET を用いて前シナプス機能であるノルエピネフ
リントランスポーター結合能を測定することができる[2]。ノルエピネフリントランスポーターは抗56

3. MRI による神経伝達機能の測定
黒質・中脳に存在するドーパミン作動性神経系の神経細胞や、青斑核に存在するノルエピネフリ
ン作動性神経系の神経細胞にはニューロメラニンが存在し、その T1 短縮効果によりこれを MRI によりイメージングすることが可能である(メラニン
イメージング)。ニューロメラニンはドーパミンの前駆物質であるドーパとドーパミンが酸化・重合
し生成され、メラニンイメージングにより測定される信号強度がその分布密度の指標となる。
神経細胞に存在するニューロメラニンの分布密度は前シナプス機能を反映しうるものとされており、黒質・中脳に存在するドーパミン作動性神経細胞のニューロメラニンの信号強度がパーキンソン病で低下することが報告されている[4]。また、
黒質・中脳に存在するドーパミン作動性神経系のニューロメラニンの信号強度が統合失調症で上昇し、青斑核に存在するノルエピネフリン作動性神経細胞のニューロメラニンの信号強度がうつ病で低下することが報告されている[5]。
4. PET と MRI により測定される神経伝達機能の比較研究PET で観察すると、黒質・中脳のドーパミン作動性神経細胞にはドーパミン生成能やドーパミント
ランスポーターの分布がみられ、青斑核のノルエ
ピネフリン作動性神経細胞にはノルエピネフリン
トランスポーターの分布がみられる。最近我々は、
黒質・中脳において PET で測定されるドーパミン
生成能やドーパミントランスポーター結合能とMRI により測定されるニューロメラニンの信号強度を比較することにより、ニューロメラニン分布
密度の生理学的意義を評価し、病態生理の評価における基礎的データとする研究を始めた(図 1)。また、同様に青斑核において PET で測定されるノル
エピネフリントランスポーター結合能と MRI により測定されるニューロメラニンの信号強度の比較研究も始めつつある(図 2)。
PET 装置の分解能は MRI に比べると低いため、PET
データと MRI データの比較においては、PET 測定における部分容積効果の影響を考慮する必要がある。
すなわち、PET により測定される関心領域内の脳機
能パラメータ値は、単位組織量当りのパラメータ
値に関心領域内の組織存在比率を乗じたものであり、PET により測定されるパラメータ値はこの両者のどちらが変化しても変化することになる。これは、MRI によるニューロメラニンの信号強度を PETにより測定された脳機能パラメータと比較してその生理学的意義を評価する上で障害となる。この
部分容積効果の補正には MRI による脳形態情報を用いる方法などが報告されているが、サブミリレ
ベルの空間分解能を有する超高分解能 PET 装置が実現すれば、脳微細構造の脳機能パラメータの正確な測定が可能となり、より精度の高い PET と MRIの比較研究が可能になるものと思われる。

図 1 健常者において MRI で測定された黒質・中脳のドーパミン作動性神経細胞のニューロメラニン
画像と PET により測定されたドーパミントランス
ポーター結合能画像。

図 2 健常者において MRI で測定された青斑核のノ
ルエピネフリン作動性神経細胞のニューロメラニ

57

ン画像と PET により測定されたノルエピネフリン
トランスポーター結合能画像。
5. まとめサブミリ PET 装置が実現し脳微細構造の脳機能パラメータの正確な測定が可能となれば、MRI で測定された脳機能パラメータとの比較研究もより精度の高いものとなり、脳病態診断や脳病態研究に革新的な展開をもたらす可能性がある。装置開発側と臨床応用側の研究者の密接な協力関係により実用的な超高分解能 PET 装置の開発が進められることが望まれる。
参考文献[1] Ito H, Takahashi H, Arakawa R et al.:Neuroimage 39: 555-565, 2008.
[2] Arakawa R, Okumura M, Ito H et al.: J Nucl
Med 49: 1270-1276, 2008.
[3] Sekine M, Arakawa R, Ito H et al.:
Psychopharmacology (Berl) 210: 331-336,
2010.
[4] Sasaki M, Shibata E, Tohyama K et al.:Neuroreport 17: 1215-1218, 2006.
[5] Shibata E, Sasaki M, Tohyama K et al.: Biol
Psychiatry 64: 401-406, 2008.

第４部
PET/MRI 装置の研究開発

58

（２１）PET/MRI に向けた MRI 技術開発
小畠隆行、山谷泰賀
放医研・重粒子医科学センター、分子イメージング研究センター

1. はじめに
PET-MRI 装置開発は、世界各国で試みられており、外国メーカーから臨床装置が発表されるなど、さらにその競争は激しさを増している（Schlemmer
et al 2008 Radiology）。しかし日本においては、低磁場の MRI での動物用実験機としての PET-MRI の試行が行われているものの（Yamamoto S, et al 2011
Phys. Med. Biol）、臨床を目指した研究開発は世界のレベルには大きく後れをとっている。
当研究施設では、PET ディテクターの独自開発
により、磁場内でも高分解能を得ることを目指した近接・PET ディテクターの開発が進んでおり（Nishikido, et al, 2010, Nucl. Instr. Meth. Phys. Res.
A, Yamaya T et al, 2011, Phy. Med. Biol）、実用可能なレベルにある。
このディテクターを搭載可能な MRI 送受信コイ
ルを開発することにより、近接・一体型 PET-MRI
プローブが製作可能であり、一気に日本の装置開発は世界レベルを追い越す可能性がある。また、
NEDO プロジェクトとして受託している「がん超早期診断・治療機器の総合研究開発」においても、
PET/MRI に向けた MRI 技術開発が主にソフトウェアの分野で開始された。
今回は今年度行われた（１）近接・一体型
PET-MRI プローブの基本設計、（２）PET ディテク
ター装着時の MRI 画像に対する干渉検討、（３）
PET/MRI における吸収補正用シーケンスの基礎検討について、報告する。

2. 近接・一体型PET-MRIプローブの基本設計
小畠隆行、齊藤一幸、菅幹生、錦戸文彦、山谷泰賀
特許出願済みの近接・一体型 PET-MRI プローブ
を基本とする調整用プロトタイプブローブの基礎設計を行った（Fig. 1）。

Fig.１ 近接・一体型 PET-MRI プローブ
磁性体・導電体を含む機器を MRI 送受信コイルに近接することによって生じる干渉（ノイズ・磁場の乱れ・誘導電流など）がある。これは PET、
MRI 双方の画質を劣化させるのみでなく、装置の破損を起こす危険もある。これらの干渉を詳細に測定し、かつ、適正化を行えることを念頭に置いて設計は行われた。
バードケージ(鳥かご)タイプの送受信コイルをベースにコイルエレメント間にシールドボックスを可動できる構造を取り入れ、PET 検出器を配置できる様にした。シールドボックスを可動型とすることにより、コイルのチューニング・マッチン
グに変動が予想されることから、両者の調整機能を有した設計とした。

59

Fig.2 コイルとシールドボックス・シンチレータの位置関係(上図)と MRI で得られたファントム画
像(下図)
3. PETディテクター装着時のMRI画像に対する干渉検討
錦戸文彦, 橘篤志, 小畠隆行, 吉岡俊祐, 稲玉直子,
吉田英治, 菅幹生, 村山秀雄, 山谷泰賀
現在、PET 検出器一体型 RF コイルの開発を進めている。本研究で提案している PET 検出器一体型
RF コイルの場合には、PET 検出器とコイルが密接しているため、影響が大きい可能性がある。
そこで、試作用の PET/MRI 用 PET 検出器を作成し、MRI と同時計測を行うことで、それぞれに対する影響を調べた（ここでは、MRI への影響について述べる）。また、PET 検出器に用いられている物質が静磁場に与える影響も調べた。
まずは、シールドボックスをバードケイジコイ
ルの近傍に配置し MRI 画像に対する影響を調べた（Fig. 2）。コイル・シールドボックス・シンチレータの位置関係は図の通りである。装置にはPHILIPS 社、INTERA 1.5T Master を使用し、GRE法を用いて画像の取得を行った。MRI 得られた画像よりシールドボックスが内側に行くに従って画像が変化していくことが解る。しかしながら雑音の絶対値は最内の場合を除いては殆ど変化が無いという結果が得られた。また、シンチレータの有無は画像には影響を与えることは無かった。
次に検出器構成物質が静磁場に与える影響を調べた。２種類のエコー時間(5ms, 30ms)で得られた位相画像を取得し、その差から静磁場のずれを調べた。ファントムは視野中心と PET 検出器の側の２カ所に置き、PET 検出器を置いた場合と置かない場合での比較を行った。装置は Signa HDxT 3(GEHelthcare )、GRE 法を用いて画像を取得した。PET
検出器は上記のものと同じである。その結果、視野中心では PET 検出器の有無では磁場の変化は見られなかった。一方、PET 検出器の側では僅かではあるが検出器に近い側での磁場の変化が見られる結果となった（Fig.3）。

Fig.3. ファントムを置いた位置(a)、PET 検出器の無い場合(b)と、PET 検出器の有る場合(c)の磁場のひずみ。
4. PET/MRIにおける吸収補正用シーケンスの基礎検討（NEDOプロジェクト）
阿部貴之、小畠隆行、菅幹生、山谷泰賀
PET-MRI システムを実現するには、MRI 画像を用いた PET の吸収補正技術の開発が必須である。
しかしながら、MRI 信号は光子のエネルギー吸収を反映したものではないため、MRI 画像から吸収補正値を直接的に求めることができない。そのため、先行研究では画像処理を用いて組織をセグメ
ンテーションし、既知の吸収補正値を割り当てる方法が検討されている。
組織をセグメンテーションする場合、MRI 画像
では骨は低信号となるため、骨と空気を分離することが難しい。これに対して、近年、MRI の分野
で開発が進められている骨のイメージングが可能
な UTE (Ultrashort TE)シーケンスと呼ばれる MRI撮影を用いる検討が進められている。本研究では、
UTE 画像を用いた PET の吸収補正の検討を進める
ために、UTE シーケンスを独自開発を目指す 。こ
こでは本年度に行われた 2D UTE シーケンスおよびオフライン用の画像再構成プログラムの試作について報告する。
（１） シーケンス開発
シーメンス社製 MRI パルスシーケンス開発環境（IDEA）下で行った。主な撮像パラメータは Table.

60

1 に示す通りである。比較に示している従来のFLASH 法に比べ 50 分の 1 の TE を得られることが特徴で、これにより、T2 が極端に短い骨内の水プ
ロトンのイメージングを行うことが可能となる。

直交系の計測では当初、幾つかのエラーが生じた。
それぞれのエラーの内容を理解し、問題がないことを確認したうえで、試作したシーケンスでエラーが生じるテスト項目を除外した。

主な使用は以下の通りである。
・基本シーケンスは RF-spoiled GrE (FLASH)シーケ
ンスとする
・Half RF (Radio-Frequency)パルスによる励起手法
を用いる・スライス傾斜磁場はバイポーラー型の傾斜磁場
パルスを用いる・ハーフエコーのプロジェクション計測を用いる
・マルチエコー計測では 1 エコー、2 エコーともに同極性の読み出し傾斜磁場を用いる
・計測ループは最下位のループを積算のループとして、スライス傾斜磁場の極性の反転に用いる。
スライスの計測順序はインターリーブ方式とする
・スポイラーパルスはスライス軸にのみ印加する。
スポイラーの傾斜磁場強度は位相回転が 2π/mm 以上となる強度とする
・2D 計測ではプリパルスは TR 毎に印加する。

Fig. 4. 2D Ultrashort TE シーケンス図（マルチエコーの例）（２） オフライン用画像再構成プログラム開発
グリッディングによる画像再構成処理を用いる。
グリッディングによる再構成とはプロジェクショ
ン計測により得られた非グリッド上のサンプル点を用いて、所望のグリッディングカーネルによる畳み込み演算で計測空間におけるグリッド上のサンプル点を補間し、フーリエ変換により画像再構
成する方法である。シーメンス MRI 本体にプロジェクション計測により得られる比直交系のデータ再構成機能がないため、オフラインによる画像再構成環境構築を試みた。
ここでは、非直交系計測の模擬ローデータを用いてオフライン画像再構成を行った（Fig. 5）。
Fig. 5a に示す計測軌跡から Fig. 5b に示す画像を対象画像として模擬ローデータを作成した（Fig. 5c）。
試作した画像再構成処理を用いて画像再構成した
結果、顕著なアーチファクトのない良好な画像が得られた（Fig. 5d）

Fig. 4 に試作した 2D Ultrashort TE シーケンスのシーケンス図を示す。動作可能な最短 TE は 20 usであった。この 20 us は受信コイルのデカップリン
グ電流の Off 特性に起因し、装置毎のシステム情報として登録されている値である。そのため、使用するシステム及び受信コイルに依存して、使用可
能な最短 TE が変化することがわかった。
ここでは詳細な結果を示さないが、シーケンス
開発環境にある机上での動作確認ツール（Unit
Test）で試作したシーケンスの動作確認を行ったと
ころ合格となることを確認した。
但し、Unit Test は一般的な直交系計測を想定したテスト項目が実装されているため、今回試作した非61

Fig. 5. オフライン画像再構成の結果

5. 3、まとめ近接・一体型 PET-MRI プローブは基礎設計が終わり、来年度からの実機を使った調整・改良を行う予定である。本年度行われた PET ディテクター
装着時の MRI 画像に対する干渉検討でのデータと手法を応用できると考えられる。NEDO プロジェ
クトで行った PET/MRI における吸収補正用シーケ
ンスの基礎検討で得られた成果も PET/MRI 分野で広く応用可能と考える。

62

（２２）磁場中における MPPC の基本特性
平野祥之 1)、錦戸文彦 1)、稲玉直子 1)、吉田英治 1)、阿部貴之 1)、稲垣枝里 2)、小畠隆行 1, 2)、山谷泰賀 1)
1)放医研・分子イメージング研究センター、2)放医研・重粒子医科学センター

1. はじめにPET(Positron Emission Tomography) と MRI(Magnetic Resonance Imaging)の同時撮像が可能な
PET/MRI は、優れたコントラストをもつ MRI 画像との重ね合わせや fMRI を用いることで、より正確な病態評価が期待でき、現在開発が進められている。しかし PET で用いられる光電子増倍管は、磁場の影響を強く受けるため、それに代わる光検出器として半導体検出器 MPPC (Multi-Pixel Photon
Counter) が提案されている。そこで MPPC の基本
特を GE 社製 3T MRI を用いて磁場がある場合とそうでない場合で比較した。MPPC の基本特性とそしては、ゲイン、アフターパルス率、クロストーク率、ダークカウントを測定した。

図 1 MPPC の基本特性の測定系

2. 方法
浜松ホトニクス製 MPPC のピクセルサイズが 20
μの S10931-025P と 50μの S10931-050p を MRI ボ
ア中心と、磁場がない状態としてコンソール室でそれぞれ、ダークカウントを測定した。ダークカ
ウントのイベントは 1photon の検出と同等といえる。それぞれ推奨電圧を印加し、デジタルオシロ
スコープの波形をクロックをトリガーとして収集した（図 1）。オフラインで、1photon の波高（PeakHold ADC: PH と等価）と面積（Charge Sensitive
ADC:CS と等価）の両方を計測した。ゲート幅に関しては、0.5photon をトリガーとし、再びベースラ
インに戻るまでをゲートとした。よってアフターパルスのように連続したイベントに関しては、ゲート幅が長くなる。ゲインについては、波高、面積の 2 つの指標で評価した。アフターパルス率、
クロストーク率は、横軸に面積、縦軸に波高の 2
次元プロットを作成し、面積に関しては、2photon
相当であるが、波高については 2photon 以下である
イベントをアフターパルスとした。クロストーク
は面積、波高ともに 2photon 相当のイベントとした。
よってクロストーク率はクロストーク数/（1photon
数+クロストーク数)、アフターパルス率はアフターパルス数/（1photon 数+アフターパルス数)と定義した。またダークカウント数はトリガーの数とした。
磁場がある場合、ない場合で 5 分の測定をそれぞれ二回ずつ行った。

63

3. 結果
図 2 に、例として、MPPC(25μ)の磁場がない場
合の波形の高さおよび面積のヒストグラムを、図 3に波高、面積の 2 次元プロットを示す。これらの解析を 25μ、50μMPPC について磁場あり、なし
について行い、ゲイン、クロストーク率、アフタ
ーパルス率、
ダークカレントの結果を図 4 に示す。
ゲインは図 2 における 1photon のピークの値とした。

図 2 MPPPC(25μ)の波高、面積のヒストグラム。
1photo,2photon に相当するピークを確認することができる。

4. 考察・結論
すべての基本特性において、磁場がある場合とない場合で顕著な違いは見られなかった。しかし今回の測定では温度補正を行っていない。MPPC の
ゲインは温度に強く依存するため、測定中の温度を測定し、温度によるゲインの補正を行って比較すべきであり、次回の実験で行う予定である。またクロストーク率、アフターパルス率は 50μの方が大きかった。その原因の一つとして、両 MPPCの大きさは 3mm x 3mm で同じであり、ピクセル数の多い 25μ（1600 ピクセル）より 50μ（400 ピク
セル）の方が、単位面積当たりの半導体の空乏層（ドリフト領域）が大きいためと考えられる。
MPPC は PET/MR において、PMT に代わる光センサーとして利用できると考えられる。
なお本研究の一部は、NEDO プロジェクト「がん超早期診断・治療機器の総合研究開発／超早期
高精度診断システムの研究開発：画像診断システ
ムの研究開発／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）」として行われた。

図 3 波高と面積の二次元プロット。面積については 2photon 相当であるが、波高については 2photon
以下のイベントをアフターパルス、両方とも
2photon に相当するイベントクロストークとした。

図 4 MPPC のゲイン基本特性の比較 PH=PeakHold ADC（波高）CS=Charge Sensitive（面積）、◆=25μ、■=50μの MPPC、WB=磁場あり、W/O B=
は磁場なしを表している。

64

（２３）MRI による頭部組織の領域分割: 撮像法選択によるアプローチ
川口拓之 1, 栗原一樹 2, 岡田英史 2, 小畠隆行 1, 伊藤浩 1
1. 放医研・分子イメージング研究センター
2. 慶應大・理工学部・電子工学科

1. はじめに
PET-MRI の開発において、PET 画像再構成における吸収補正を MRI 画像に基づいておこなう手法が報告されている[1, 2]。MRI では撮像に用いるパルスシーケンス(励起パルスや勾配磁場の時系列)
やシーケンスに固有の繰り返し時間やエコー時間(TE)などのパラメータの設定により、画像のコント
ラストをある程度コントロールすることが可能である。PET の吸収補正においては、ガンマ線の吸収係数が大きく異なる骨と空気を明瞭に区別することができる Ultrashort TE 法で撮像した MRI 画像
を領域分割する手法が提案されている[1]。
著者らはこれまでに機能的近赤外分光法(fNIRS)の画像再構成において、MRI の形態情報を先験情報として応用することで空間分解能の向上が達成できることを示した[3]。この手法では生体組織内の光伝播を推定するために、頭部を光学特性の異なる領域に分割したモデルが必要となる。fNIRS 計
測の頭部光伝播シミュレーションには灰白質、白質といった脳組織のほかに、頭皮、頭蓋骨、クモ膜下腔(脳脊髄液層)といった組織が領域分割されたモデルが一般的に用いられており、被験者本人の MRI 画像から簡便にモデルを構築する手法が望まれている。
PET の吸収補正に Ultrashort TE 法の応用が提案されているように、fNIRS のモデル構築にも適した撮像法の選定が必須である。本研究では fNIRS 用の頭部光伝播シミュレーションモデルを構築する
ために適切なコントラストを有する MRI 撮像法を検討した。

図 1. コントラストの異なる MRI 画像
ロトン密度強調画像(FSPDW)の撮像を行い、表層組織の領域分割を試みた。ここで、T2W と FIESTA
は T1W と同様に臨床でも一般的に用いられる撮像法である。FSPDW は T1W 撮像時のシーケンスを基本として Flip Angle を小さくすることでプロトン密度を強調した画像にすることで軟組織のコントラストが均一になるようにした。さらに、脂肪抑制パルスを印加することで骨髄からの信号の低減を試みた。
放射線専門医の指導下で全ての画像のコントラストを参考にしながら手動で領域分割し、これを領域分割の評価指標とした。また、閾値処理やモルフォロジー演算といった基本的な画像処理の組み合わせにより半自動的に領域分割を行い、手動による場合を真値として精度の検証をした。

2. 方法
fNIRS の光伝播シミュレーションモデルは頭部組織を頭皮、頭蓋骨、クモ膜下腔(脳脊髄液層)、灰
白質、白質の 5 つの光学特性の異なる領域に分割する。この中で灰白質と白質は T1 強調画像(T1W)
で明瞭に判別できるため、T1W とそれとは異なる
コントラストの画像を組み合わせることとした。
ただし、T1W は脳脊髄液と頭蓋骨がともに低信号を呈するため、これらの区別ができない。そこで、頭蓋骨と脳脊髄液層とのコントラストが高い T2 強調画像(T2W)、脳脊髄液が高信号を呈する FIESTA、頭蓋骨と軟組織のコントラストが高い脂肪抑制プ

3. 結果と考察
図 1 にそれぞれの撮像法による MRI 画像を示す。
方法の項で述べた通りのコントラストが得られている。また、T2W, FSPDW, FIESTA のスライス 1枚あたりの撮像時間は 3.5, 1.3, 0.3 秒であった。
図 2 は頭皮、頭蓋骨、脳脊髄液層の領域分割結果および真値との誤差を示している。T2W のみを用いて領域分割をした場合と FSPDW の FIESTA の両方を用いた場合を比較している。T2W を元に頭皮、頭蓋骨、脳脊髄液層を半自動抽出したときの65

誤差はそれぞれ 13.0, 32.1, 57.1 [%]であった。一方、
FSPDW を元に頭皮と頭蓋骨、FIESTA を元に脳脊髄液層を抽出したときの誤差はそれぞれ 2.2, 13.0,
18.0 [%]であった。

ことは難しい。ただし、現状報告されている吸収補正法と組み合わせることによって補正の精度の向上に貢献できると考えている。
参考文献[1] Hofmann M, Steinke F, Scheel V et al., J
Nucl Med. 49(11), p. 1875, 2008.
[2] Keereman V, Fierens Y, Broux T et al., J
Nucl Med. 51(5), p. 812, 2010.
[3] Kawaguchi H, and Okada E, Proc. SPIE, 6629,
p. 662906, 2007.
[4] Kawaguchi H, Koyama T and Okada E. Appl.
Opt. 46(14), p. 2769, 2007.

4. 結論と PET への応用に向けて
fNIRS 用の頭部光伝播シミュレーションモデル
の構築において FIESTA と FSPDW を用いると、MRI の撮像時間も短く、表層組織の領域分割も高い精度でできることが示された。
FSPDW は頭蓋骨と軟組織とのコントラストが高い画像が得られるため、PET 吸収補正への応用が期待できる撮像法である。ただし、この撮像法
では頭蓋骨と空気がともに低信号を呈し、これらを区別することができないので、単独で応用する

(b)
T2W

(c)
FSPDW/
FIESTA(a) - (b)

CSF

skull

scalp

(a)
ground truth

図 2. 領域分割の結果および誤差の分布

66(a) - (c)

67

第５部
最先端 PET 要素技術開発研究（特別寄稿）

68

（２４）新規シンチレータ Ce:GAGG の開発
吉川 彰 1）3）、柳田 健之 2）、鎌田 圭 3）、横田有為 1）、黒澤俊介 1）、遠藤貴範 3）、堤浩輔 3）、佐藤浩樹 3）
薄 善行 3）
1）

東北大学・金属材料研究所
未来科学技術共同研究センター（NICHe）
3）
古河機械金属株式会社・素材総合研究所

2）

１． はじめに放射線検出器は核医学診断装置のみならず、資源探査装置、空港手荷物検査機、素粒子・宇宙物
理学、物流セキュリティ、地雷探査など広汎な分野において利用されており、その大部分はシンチレータが使用されている。我々は 2004 年に高速応答し、エネルギー分解能も高い Pr:LuAG シンチレー
タを提案し、Pr:LuAG を搭載した PET 方式のマンモグ
ラフィ（Positron Emission Mammography; PEM）を産学連携チームで開発を行った。その過程において、
Pr：LuAG には遅い成分が存在することも分かった。
Pr:LuG の遅い成分のうち，1200ns のものは f-f 遷移に基づく発光であるため，波長は大きく異なる．受光素子の波長感度を利用したり，波長シフタを利用することなどでこれを除外する方法はある．しかしながら，LuAG のホスト発光である 210ns のものは発光波長が300nm 付近であるため，Pr3+の 5d-4f 遷移に伴う発光との弁別は容易ではない．この成分を減らす方法として，
LPE 法による作製や Ga 置換法などが提案された．特にGa 置換によるホスト発光の低減はバルク体においても実現可能であるため，期待された．しかしながら，
Pr:LuAG に Ga 置換を試したところ，ホスト発光からの遅い成分は低減できたものの，Pr3+の 5d-4f 遷移をもクエンチしてしまうなど，高速成分の発光量低減も引き起こしてしまうため、Ga 置換法は実用的な応用の決め手には至らなかった．
この研究の過程において Ga 置換を Ce:LuAG に適用したところ，Ce:LuAGG において顕著な発光量の増加が確認された．また，国内外の先行研究から，
Ce:GYAG や Ce:GAGG の透明セラミックスが高い発光量を示すことが報告されていることを受け[1, 2]，
Ce:(Gd,RE)AGG (RE=Y，Lu)の単結晶化を試みた[3]．
２． Ce:GAGG に関する結晶化学的考察
Dodecahedral サイトを Gd のみにする場合，相の安定性は Gd2O3 と Al2O3 の疑似 2 元系相図に支配される．ここではぺロブスカイト相はコングルエ
ントであるが、ガーネット相はインコングルエン
トであるため，組成をガーネット組成にしても融液成長で単結晶を作製しようとすると初相がペロ
ブスカイト相になってしまう．結晶を得るためには，各サイトの平均イオン半径に制限を設ける必要がある．すなわち，Al のサイトを Ga で一部置換する必要がある．

３． Ce:GAGG のシンチレーション特性
図 １ に 得 ら れ た Ce doped Gd3(Al,Ga)5O12(Ce:GAGG)単結晶の写真とその発光および蛍光寿
命の測定結果を示す。

図１(a) CZ 法作製の 2 インチ径 Ce:GAGG 単結晶

図１(b) Ce:GAGG の発光スペクトル（X 線励起）

図１(c) Ce:GAGG の蛍光寿命（ガンマ線励起：137Cs）

69

Ce:GAGG と既存のシンチレータ（BGO、Ce:LYSO）の
波高値スペクトルの比較を図２に示す。発光量はそれぞれ、BGO が 8000ph/MeV、Ce:LYSO が31000ph/MeV に対し、Ce:GAGG は 45000ph/MeV を示しており、発光量において初めて外国産のシンチ
レータを超える国産シンチレータとなった。図１(b)に示す通り、発光波長は 500nm 以長にピークトップがあり、APD や MPPC と言った Si 半導体受光素
子の量子効率の高い波長域に光ることからも、軽薄短小と省電力が求められる次世代の検出器に最適である。蛍光寿命に長寿命成分が見られるので、これを低減させることができれば爆発的に普及することが期待される。Ce:GAGG の高い発光量を利用して古河機械金属(株)がサーベイメータを製品化した。当該シンチレータおよびサーベイメータは
古河機械金属(株)から入手可能である[4]．

４．
結び
新たに開発された Ce:GAGG は発光量が大きく、化学的に安定であり、エネルギー分解能も高い上に、発光波長が 500nm 以長にピークトップを有するという特徴を持つ。APD や MPPC と言った Si 半導体受光素子の量子効率の高い波長域に光ることからも、軽薄短小と省電力が求められる次世代の検出器に最適である。蛍光寿命に長寿命成分が見られるので、これを低減させることができれば爆発的に普及することが期待される。
現状、Ce:GAGG はサーベイメータ等に利用され始めているが、上述の特徴が評価され、PET などの医療画像技術において活かされ、本研究開発が次世代 PET 技術の発展の一助となれば幸いである。
参考文献[1] T. Yanagida, T. Ito, H. Takahashi, M. Sato,
T. Enoto, M. Kokubun, K. Makishima, T.
Yanagitani, H. Yagi, T. Shigeta, and T. ITO,
Improvement of Ceramic YAG(Ce)Scintillator to (YGd)3Al5O12(Ce) for
Gamma-ray Detectors, Nucl. Instrum.
Methods Phys. Res., Sect. A, 579 (2007)
23-26[2] Cherepy, N.J.; Payne, S.A.; Sturm, B.W.;
Kuntz, J.D.; Seeley, Z.M.; Rupert, B.L.;
Sanner, R.D.; Drury, O.B.; Hurst, T.A.;
Fisher, S.E.; Groza, M.; Matei, L.; Burger,
A.; Hawrami, R.; Shah, K.S.; Boatner,
L.A.; Comparative gamma spectroscopy with
SrI2(Eu), GYGAG(Ce) and Bi-loaded plastic
scintillators, Nuclear Science Symposium
Conference Record (NSS/MIC), 2010 IEEE,
1288 - 1291
[3] K. Kamada, T. Endo, K. Tsutumi, T. Yanagida,Y. Fujimoto, A. Fukabori, , A. Yoshikawa,
J. Pejchal, M. Nikl, Composition
EngineeringinCerium-Doped(Lu,Gd)3(Ga,Al)5O12
SingleCrystalScintillators, Cryst. Growth Des. 11 (10)(2011) 4484–4490[4] http://www.furukawakk.co.jp/business/ot
hers/gammaspotter.html

Ce1% Y1Gd2AGa3Al2O12
BGO
Ce:LYSO
Fe-APD

1000

100

Counts⊿E/E=8.2%@662keV

10

1
0

100

200

300

400

500

600

700

MCA Channel

図 2(a) Ce:GAGG と BGO、Ce:LYSO との
波高値スペクトルの比較

図 2 (b) Ce:GAGG 単結晶を用いたサーベイメータ：ガンマスポッター

70

（２５）
「3 次元」高解像度・高時間分解能 MPPC モジュールの開発現状
片岡 淳, 加藤 卓也, 岸本 彩, 松田 英憲, 安部 貴裕（早大理工）, 鎌田 圭（古河機械金属）, 池田 博一（ISAS/JAXA）, 山本 誠一（神戸高専）, 石川 嘉隆, 里 健一, 山村 和久, 中村 重幸（浜松ホトニクス）

1. はじめに早稲田大学では高性能シンチレータと MPPC を用いた次世代 PET システムを目指し開発を進めている。まず LYSO, GAGG シンチレータを高度に微細化し、新規開発のモノリシック MPPC アレーと併せて 0.5mm 以下の解像度で 2 次元マップ撮像を実現した。さらに、既存の方法より遥かに簡単
かつ高精度に、シンチレータ奥行き方向のガンマ線吸収位置(DOI)を特定する方法を考案した。実機
アレーを用いた評価から、3 次元全ての方向で0.3mm の優れた解像度を達成する可能性を示した。
データ処理部に関しては、MPPC 専用の超高速 LSIを独自に開発し、MPPC 単素子センサーと併せた評
価で時間分解能 388 ps (FWHM)を達成した。今後
は強磁場中でも動作する MRI 併用ユニットの開発にも着手し、次世代 PET に必要な全ての技術の集約を目指す。本稿では、昨年からの様々な開発進展と現状について紹介したい。

図 2: 新規 DOI 技術により得られた「3 次元」空間マップ。様々なシンチレータサイズに対し、DOI 方向で 0.3 mm までの解像度が達成可能。
レーを採用し、1.0x1.0x10mm 結晶の 12x12 アレー、
0.7x0.7x10mm 結晶の 17x17 アレー、0.5x0.5x10mmの 22x22 アレーを製作し評価を行った。抵抗チェーンによる読みだしで取得した 2 次元マップの例
を図 1 に示す[4]。0.5mm 角ピクセルでも各シンチレータからの信号が明確に分離されており、今後
さらにピクセルサイズを細かくすることで 0.19
mm (FWHM)までの解像度向上が見込まれる。662
keV エネルギー分解能は、1mm 角の LYSO で 11.5%(FWHM), 0.5mm 角の GAGG で 12.0% (FWHM)と良好であった。今後はこれをピンセットカメラ[5]に応用するほか、8 ユニットからなる小型ガントリに組み上げて更なる性能評価を行う。

2. 高解像度ガンマ線カメラ (2 次元)
昨年の研究会では、プリント基板上での 4x4 のモノリシック MPPC 試作アレーについて紹介した[1-3]。現在これをベースに、浜松ホトニクスから 3
面バッタブルの MPPC アレー（フレックス基板）
が開発・販売されており、PET 用途としてさらにコンパクトかつ充填率が高い構成が可能である。
まずは 2 次元マップの解像度を向上することを目的に、シンチレータ部に LYSO ないしは GAGG ア

3. 新型 DOI 検出器 (3 次元) の提案
動物用 PET や頭部用 PET など、特にリング径の小さい PET 装置では、視野端での画像歪みが深刻な影響をもたらすことがある。これまで、ガンマ線吸収位置(DOI)測定には放医研の jPET-D4, MPPC
をベースとした X’tal cube などが優れた成果を上げており、国外でも様々な方法が提案されている。
とくに X’tal Cube は本研究と同じ MPPC を用いたシステムであり 1mm 程度の解像度を実現する成果を上げているが、立方体クリスタルの 6 面に MPPCを貼るため信号読み出しの煩雑さや多数ユニット
をガントリに組む難しさ、コスト面の問題は避けられない。我々は、上下 2 枚の MPPC アレーでク
リスタルを挟みこむ極めて単純な構成で、DOI 方
向にも原理的に 0.3mm の解像度を達成できることを実証した。結果の一例を図 2 に示す。xyz 方向 3
次元的に均等なイメージが簡単に得られ、しかも解像度はこれまでのあらゆる手法を凌駕している（特許①出願中；早稲田大学、古河機械金属; [6]）。

図 1: 開発した 0.5x0.5mm の LYSO アレー(左)、GAGG アレー(右)と、フレキ型 MPPC
アレーで取得した 2 次元マップ

71そこで、二つの方法で温度－ゲイン補償を考案した。一つ目は電流計を用いた尤も簡便なシステム
で、温度に対し一次（リニア）な補正しかできないものの、－30℃から 50℃の広い範囲で±10％以内の実用的な補正が得られる（特許②出願中；古河機械金属、早稲田大学）。二つ目はマイコンによる自動制御システムで、浜松ホトニクス社がモジュールとして開発したものを詳細に評価した。
図 4 に示す通り、あらゆる関数に対応した温度補正が自在に可能で、広い温度範囲で MPPC のゲインが一定に保たれることが実証された。近日中に、これら温度自動制御 HV ユニットを、開発中の PETシステムに組み込む予定である。

図 3: 今回開発した MPPC 専用・高時間分解
能 LSI の内部構成ブロックと、8cm 離れた位置に置いた線源の TOF 分布。
さらに、2 面読み出しのため、複数並べても隣合うユニットとの干渉は殆ど無視できる。今後は更なる装置の単純化、低コスト化を目指し、各種製作
パラメータの検討を行う。
4. 超高速 MPPC 専用 LSI の開発
MPPC は内部増幅ゲインが高いため、APD のよ
うな電荷積分アンプを用いず信号処理を行うことが可能である。これは素子の優れた時間特性(~200ps)を鈍すことなく、そのまま利用できる可能性を意味する。我々は TOF 測定機能をもつ MPPC 専用
LSI を独自に開発し、実機を用いた評価試験を行った。本 LSI は MPPC から出力された 9 割以上の電荷を投入して leading edge 信号を生成し、これをタ
イミング情報として用いることで優れた時間応答が期待できる。511keV 相当の電荷を注入した場合、
LSI 単体での時間性能は、jitter が 67ps (FWHM),
walk が 98ps (FWHM) であった[7]。続いて 3mm
角の MPPC 単素子と LYSO シンチレータを組み合
わせ、対向ガンマ線の測定を行った結果、センサー を 含 む 全 シ ス テ ム の 時 間 分 解 能 は 388 pss(FWHM)が得られた。実際に線源の位置を 80mm
程度ずらして測定したところ、時間応答のピーク
は明確に分離することが確かめられた（図 3）。
5. その他MPPC は非常にコンパクトで高性能である反面、信号増幅率が温度変化する欠点が避けられない。

72

図 4: 浜松ホトニクス社製・温度補償型 MPPC モ
ジュール（上）と、補償精度の検証実験結果(下)参考文献[1] Kato T, Kataoka J, Nakamori T et al.: Nucl.
Instr. Methods.Phys. Res. A, 638: 83-91,
2011[2] 片岡 他, 次世代 PET 研究会収録: 90-91,
2011[3] Nakamori T, Kato T, Kataoka J etal.:Journal of Inst. , in press, 2012
[4] Kato T, Kataoka J, Nakamori T et al.: Nucl.
Instr. Methods.Phys. Res. A, in press,
2012[5] Yamamot S, Watabe S, Kanai Y et al.: J. Nucl.
Med, 52, 1962, 2011[6] Kishimoto A, Kataoka J et al. 2012, IEEE
Trans. on Nucl. Sci, ,in prep
[7] Matsuda H, Kataoka J, Ikeda H, et al.: Nucl.
Instr. Methods.Phys. Res. A, in press,2012（２６）Time over Threshold によるフロントエンド信号処理法
高橋浩之、島添健次
東京大学・大学院工学系研究科

1. はじめに
従来の信号処理法で用いられる ADC の回路規模は大きく、多チャンネルシステムにおいてはシス
テム全体のコスト、集積度に関する制約になる。
一方、アンガーロジックを適用すると、コストは下げられるが、計数率特性や位置分解能の点では不利となる。そこで、我々は波高情報を時間情報に変換して計測する Time over Threshold (ToT) 法[1,2]に着目し、新しいフロントエンド信号処理シス
テムを構築することを目指して開発を行っている。
以下、その原理と結果について示す。
2. ToT法の原理
Time over threshold (ToT) 法[1, 2]は、ローコスト
で小規模な回路で個々の入力チャンネルの AD 変換を可能とする。従来の波高情報をディジタルパ
ルスの時間情報に変換して計測するため、ディジ
タルシステムとのコンパチビリティもよい。図 1に原理を示す。入力信号を Vth なる値と比較するコ
ンパレータに与えると、そのディジタル出力は、入力信号が Vth を超える間に 1 となり、ディジタル
出力信号の幅が波高値に対応する。パルス幅の計
測には TDC を用いればよいが、パルス幅が数 100ns
程度あれば、内部クロック周波数が十分に高ければ、クロックで直接計測することも可能である。

補助的な波高情報を得るために用いられることが多かったが、適当な補正を施すことで、波高分布を得ることが可能である[3]。
3. ToT法における波高値と時間幅の間の関係
ToT 法においては、入力信号パルスに対して一つのディスクリミネーションレベルを設定し、それを超えている時間を計測する。これにより、時間幅に波高値を変換することができる。変換された
波高値は、ディジタル信号として伝送が可能であるので、システムとしては、取扱も容易であり、また適当なパルス幅とクロック信号を用意すれば、
パルス幅から波高値の情報への復元も容易である。
一方、問題点としては、信号波高値とパルス幅の関係がリニアでないという点が挙げられる。
本節ではこの関係について明らかにしておく。まず、三角波について解析を行う。この場合、波高 hの信号に対して d なるしきい値を超えるパルス幅 d
は a1  h  で与えられる。この際、しきい値を最
大波高値の 1％から 90％まで変化させたときの、
波高値とパルス幅の関係を図 2 に示す。同様に
CR-RC 波形整形を行った後の信号に ToT 法を適用した際の波高値とパルス幅の関係を図 3 に示す。

C
B
Vth
0
波形 A に対応
波形 B に対応
波形 C に対応

A

図 1 ToT 法の原理
ToT 法では、パルスの波高値を見るのではなく、入力信号を Vth と比較するだけでよいので、世代とともに低電圧化の進む ASIC において、ダイナミッ
クレンジを確保するための手法として有効であると考えられる。
これまで、ToT 法では、波高値と出力ディジタル
パルス幅の間の関係が線形ではないこと、また、フィルタリングの手法が確立していないことなどもあり、一般の波高分析に適用するというよりは、

図 2 三角波の場合の波高値とパルス幅の関係

73

我々は以上の回路を実装した ASIC を現在開発中である。通常の ToT を実装した 48 チャネルの ASIC
を TSMC 0.25um の CMOS プロセスで製作し、既に動作を確認しており、シンチレータ・APD と組み合わせた波高分布の計測ができている。一方、ダイナミック ToT については、8 チャンネルの ASICの設計を行ったところである。
5. まとめ
本稿では、Time-over-threshold 法の原理とそれを改善する手法について簡単に説明した。講演では、
我々の開発した ASIC の詳細と実際の検出器への応用について紹介する。
参考文献[1] I. Kipnis, et al., IEEE Trans. On Nucl.
Sci., vol. 44, No. 3, 289-297.
[2] T. C. Meyer, IEEE Nuclear Science
Symposium Conference Record, 2006, pp.
2494–2498.
[3] K. Shimazoe, H. Takahashi et al., Trans.
On Nucl. Sci., vol. 57, No. 2, 782-786,
2010.

図 3 CR-RC 波形整形の場合の波高値とパルス幅
4. ダイナミックToT法
ダイナミック ToT 法では、従来の ToT 法とは異なり、コンパレータで信号の検出が行われてから、ただちにコンパレータの基準電圧である閾値そのもののスイープを開始し、信号を閾値が追いかけるような形式をとる。そして、閾値が最大になる
か下がり始める点で、コンパレータの基準電圧が信号を追い越して、パルス幅が決まる。このような手法によれば、先にマルチレベル ToT で行ったのと同様に、信号の低いところでも、高いところまでもパルス幅自身の変化を得ることができる。
以上の原理を図 4 に模式的に示す。あらかじめディスクリミネータに設定した初期しきい値（十分低いレベルに設定する）を入力パルス信号が横切ってから、ディレイタイムをおいてから、しきい
値そのものを増加させ、追いついたところで出力パルスは終了する。これにより、通常の ToT 法に比較してパルス幅と波高値の直線性を改善することができるほか、パルス幅を短縮し、高計数率に対応する効果もある。ダイナミック ToT 法の実装
においては、ディジタル信号をフィードバックさせて、しきい値を直接制御すればよく、比較的簡単な回路で容易に実現が可能である。

図 4 ダイナミック ToT 法の原理

74

（２７）Si-PM アレーを用いた超高分解能検出器の開発と応用
山本誠一
神戸高専
1. はじめに
我々はこれまで、世界に先駆け Si-PM アレーを用いた小動物用の PET 装置の開発を行った[1]。また開発した Si-PM-PET を小型 MRI と組み合わせ、PET と MRI の同時測定にも成功した[2]。さらに
Si-PM-PET と MRI を組み合わせた場合、相互影響が問題になるが、そのメカニズムも明らかにした[3]。その過程で Si-PM-PET 装置の検出器の性能を精査したところ、更なる高分解能を達成できる可能性が明らかになり、0.7mmx0.7mm の大きさのシンチレータを、Si-PM アレーとの組み合わせることにより十分に余裕を持ってシンチレータを分離できることを報告した[4]。その後、0.6mmx0.6mm のYSO ブロックを Si-PM アレーと光学結合した構成の小型ガンマカメラの開発にも成功した[5]。
今回、さらに小さな 0.5mmx0.5mm のシンチレー
タを用いたブロック検出器を開発し、小型対向型
同時計数イメージング装置に応用したので報告する。シンチレータには新しく開発された
Gd3Al2Ga3O12:Ce (GAGG)を用いた[6]。

図２

小型対向型同時計数イメージング装置

3. 結果と考察開発した GAGG ブロック検出器の 2 次元位置ヒストグラムを図３（A）に示す。すべての GAGG
ピクセルを明確の分離できた。平均の peak-to-valley
ratio (P/V)は 3.8 であった。またエネルギースペク
トルを図３（B）に示す。平均のエネルギー分解能
は 14.4%であった。

2. 方法
図１（A）に Si-PM 検出器に用いた GAGG ピクセルを示す。サイズは 0.5mmx0.5mmx5mm でこれを0.1mm 厚の硫酸バリウム反射材を介して 20x17 のブロックにした（図１（B））
。この GAGG ブロッ
クを 1.5mm 厚のアクリル製ライトガイドを介して
Si-PM ア レ ー （ 浜 松 ホ ト ニ ク ス 、 MPPC
S11064-050P）に光学結合し、ブロック検出器とした（図１（C））。GAGG は、自然放射能を含まず、発光波長が約 500nm と比較的長波長で、半導体光センサーである Si-PM との組み合わせで大きな波高値が得られる可能性がある。

（A）（B）
図３ GAGG ブロック検出器の 2 次元位置ヒスト
グラム（A）とエネルギースペクトル（B）（A）(B)
図４ 対向型同時計数イメージング装置を用いて撮像した Na-22 点線源画像（A）とプロファイル（B）

(A)
(B)
(C)
図１ 検出器に用いた GAGG ピクセル
（A）
、GAGG
ブロック（B）、及び Si-PM-GAGG ブロック検出器（C）

対向型同時計数イメージング装置を用いて撮像した Na-22 点線源画像を図４（A）に、またその画像のプロファイルを図４（B）に示す。空間分解能
は 0.7mmFWHM であった。
図 5（A）に検出器間距離 30mm の場合における対向型同時計数イメージング装置の感度分布を示開発した小型対向型同時計数イメージング装置
を図２に示す。イメージング装置は 2 組の GAGG
ブロック検出器を対向した構造で、その間に被検体を配置し、ポジトロン核種の分布の平面画像を作成する装置である。

75

す。感度は中心部で約 0.012％であった。検出器間距離が近くなると感度は向上する（図 5（B））。

(A)(B)
図８ 対向型同時計数イメージング装置を用いたラットの指の画像（A）とカイワレの葉の画像（B）（ポジトロン核種は共に F-18-NaF）（A）（B）
図５ 対向型同時計数イメージング装置の感度分
布（A）と感度と検出器ブロック間距離の関係（B）

4. 結論
0.5mm のシンチレータを用いた GAGG ブロックと Si-PM アレーを組み合わせた対向型同時計数イ
メージング装置を用いて、0.7mmFWHM の空間分解能を達成することができた。また開発した装置を用いて高い空間分解能で、小動物や植物の画像を得ることができた。今後、今回の成果を、Si-PMを用いた超高分解能の PET 装置開発に生かしていく予定である。

図６に Na-22 点線源を用いて測定した、対向型
同時計数イメージング装置の時間スペクトルを示す。時間分解能は 3ns FWHM であった。

5. 謝辞
動物実験等では大阪大学分子イメージングセン
ター及び核医学教室の皆様に大変お世話になりました。植物のイメージングでは日本原子力機構の皆様にアドバイスを頂きました。

図６ 対向型同時計数イメージング装置の時間ス
ペクトル
図 7 に対向型同時計数イメージング装置の感度の温度特性の補正なしを（A）に、補正ありを（B）に示す。補正には以前 Si-PM-PET 用に開発した利得補正機構を利用した[7]。補正なしでは 1.5 度の変化で 90%感度が低下したが、補正ありでは±5%以下の感度変化に抑えることができた。

（A）

参考文献
[1]
Yamamoto S, et al. Development of a Si-PMbased high-resolution PET system for small
animals. Phys Med Biol. 2010 ;55(19):5817-31[2]
Yamamoto S, et al. Simultaneous imaging using
Si-PM-based PET and MRI for development of
an integrated PET/MRI system. Phys Med Biol.
2011 ;57(2):N1-N13[3]
Yamamoto S, et al. Interference between PET
and MRI sub-systems in a siliconphotomultiplier-based PET/MRI system. Phys
Med Biol. 2011; 56(13):4147-59.
[4]
Yamamoto S, et al. Performance comparison of
Si-PM-based block detectors with different pixel
sizes for an ultrahigh-resolution small-animal
PET system. Phys Med Biol. 2011 ;56(20):
N227- N236
[5]
Yamamoto S, et al. Development of a highresolution Si-PM-based gamma camera system.
Phys Med Biol. 2011 ;56(23):7555-67[6]
Kamada K, et al. 2-Inch Size Single Crystal
Growth and Scintillation Properties of New
Scintillator; Ce:Gd3Al2Ga3O12. Journal of
Crystal Growth (in-press)[7]
Yamamoto S, et al. A temperature-dependent
gain control system for improving the stability of
Si-PM-based PET systems. Phys Med Biol.
2011;56(9):2873-82（B）

図７ 対向型同時計数イメージング装置の感度の温度特性：補正なし（A）と補正あり（B）
図８に対向型同時計数イメージング装置を用いて撮像したラットの指の画像（A）とカイワレの葉の画像（B）を示す。画像は共に F-18-NaF 投与したものである。図８（A）ではラットの指の骨に集積した F-18 を観察できる。また図８（B）ではカ
イワレの葉の中の F-18 の集積の分布を見ることが
できる。

76

77

生体イメージング技術開発研究チームの
成果・業績

78

生体イメージング技術開発研究チーム 2011（平成 23）年度
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、阿部貴之(2011/9~2012/1)
准技術員
脇坂秀克
専門業務員
村山秀雄
博士研究員
田島英朗、平野祥之(2011/7~)
大学院課程研究員 木内尚子
業務補助員
小畠、深沢、宮平(3 名とも 2011/11~)、萩原(2011/11~12)
客員協力研究員
11 名
実習生
新田宗孝、ほか 5 名（チーム事務担当 大野）

外部資金（所内競争的資金を含む）(計 4,203 万円、うち外部分配額 1,240 万円)
1

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)）: 1,450(内、外部分配額 210)

内容

チーム内メンバー

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

山谷泰賀, 吉田英治,
稲玉直子, 錦戸文彦,
田島英朗, 脇坂秀克,
平野祥之, 阿部貴之
山谷泰賀, 稲玉直子,
錦戸文彦, 吉田英治,
田島英朗, 平野祥之
稲玉直子

2

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）: 1,055

PET/MRI 要素技
術開発

3

革新的 PET 用 3 次元放射線検出器の開発（JST 先端計測分析技術・機器開発事業）: 1,290(内、外部分配額 1,030)
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）: 180
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(「医用原子力に関する研究助成」財団
法人 医用原子力技術研究振興財団):
100
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（所内競争的資金：理事長裁量経費萌芽的研究）: 117
新たな放射能測定法を用いた PET 装置の定量性向上に関する研究（科研費基盤 C）: 11

ク リ ス タ ル キュー
ブ検出器の開発

4

5

6

7

DOI 検出器研究

敬称略、下線は代表者
チーム外の共同研究者
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（重粒子 C）, 河合秀幸（千葉大）, 小尾高史（東工大）
小畠隆行（重粒子 C）, 伊藤浩,
川口拓之（分イメ C 計測 G）

菅幹生（千葉大）、澁谷憲悟（東大）、羽石秀昭（千葉大）、
渡辺光男（浜ホト）―

リアルタイム PET
画像再構成法の
研究

田島英朗

―

放射線検出法の
基礎研究

平野祥之

―

放射能絶対定量技術の研究

村山秀雄、吉田英治、錦戸文彦79

佐藤泰 （産総研）、織田圭一（都健康長寿研）、佐藤友彦（島津）共同研究契約1

共同研究先
浜松ホトニクステーマ
次世代ＰＥＴ検出器および画像化技術に関する基礎的研究

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

河合秀幸（千葉大理学研究科）

3
45

河野俊之（東工大）
澁谷憲悟（東大）
菅幹生（千葉大工学研究科）

6

羽石秀昭（千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱﾒﾃﾞｨｶﾙ）

テーマ（担当学生）
jPET-D4 の画質性能評価法の研究（D3 ｲｽﾒｯﾄ ｲｽﾅｲﾆ）
PET/CT 画像再構成の研究(M1 尹 雁南)
DOI 検出器の研究（M1 吉岡俊祐）
DOI 検出器の研究（B4 新田宗孝）
jPET-D4 による重粒子線照射野画像化実験（D4 中島靖紀）
PET 検出器の時間分解能改善法の研究
GPU による高速 PET 画像再構成（D2 木内尚子）
全身同時視野 PET シミュレーション研究（M2 桝田清史）
PET 分解能予測法の研究（M2 山下浩生）
クリスタルキューブ検出器のシミュレーション研究（M1 松本貴宏）
シンチレータ光学特性の計測(B4 高井雄紀)
PET/MRI 用吸収補正法の研究(B4 谷川明日香、重粒子 C 小畠 T,)
DOI 検出器の受光素子配置のシミュレーション研究(B4 水島弘雅)
クリスタルキューブ検出器シミュレーター開発（M2 緒方祐真）
腫瘍トラッキング手法の研究(B4 品地哲弥)

80

重点課題１ OpenPET 画像誘導放射線治療を目指した研究
H23 年度計画
OpenPET による画像誘導放射線治療の提案に向けて、これまでのファントムではなく生体内においても、照射された重粒子線ビームを 3 次元画像化
できることを実証する。

H23 進捗状況
OpenPET 小型試作機を用いて、生きたラット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。
Washout 効果（入射粒子の血流による拡散）が重粒子線照射野イメージ
ングの障壁であることが示され、これを解決する方法として、半減期 19 秒の 10C 炭素線照射による高感度かつ短時間計測を試行した。
OpenPET による腫瘍トラッキングの実現に不可欠な、リアルタイム画像
再構成システムを考案し、毎秒 2 フレーム、2 秒遅延までの高速化を達成
した。





ニーズ： 重粒子線治療の線量集中性能が高まるほど求められる照射野検証法。
ゴール： 患者体内の照射野検証を分子イメージングの技術で実現したい。
方針 ：（従来法）自己放射化 ＋ ポジトロンイメージング（２次元）→（提案法）RIビーム＋ 世界初OpenPET（特許出願済）（３次元）
昨年度まで：OpenPETの発明、小型試作機開発、ファントム実証
11C照射後計測（20分）

OpenPET
小型試作機

3Gy照射中計測

生：死＝１：３
4cm

ファントム

φ6cm

11Cビームラット

11C照射（HL=20分）①重粒子線ビームの体内分布の3次元画像化を生体ではじめて実証。

②Washout効果が課題に。
照射直後計測の必要性が示さ
れた。

10C照射

（HL=19秒）③解決法として、半減期19秒の10 C照射による高感度かつ短時間計測を試行。

2011成果：原著論文3（Yamaya PMB, Yoshida RPT, Kinouchi MIT）、
国際会議8、特許登録1、プレス発表1、表彰1、外部資金1（科研費基盤A）

ゴール： PET欠点を克服する世界初のリアルタイム画像再構成の実現
方針 ： リアルタイムデータ転送（特許出願済）＋GPU再構 成
従来のPET

~10分
画像再構成

計測

時間

計測
時間フレーム開発システム

画像再構成
GPU
時間

Ring

Ring

•小型OpenPET試作機に実証•腫瘍トラッキングのデモ
2011成果： 原著論文1（Tashima TNS）、国際会議6（Kinouchi IEEE他）、表彰2、外部資金2（科研費基盤A、医用原子力財団）

81

2フレーム／秒、2秒遅延→今後、改善を図る

重点課題２ OpenPET 実証機開発
H23 年度計画
開放型 PET 装置「OpenPET」の実証機開発に向けて、装置の基本設計を行い、検出器モジュールの一次試作を行う。




H23 進捗状況
画像誘導放射線治療に最適な第二世代 OpenPET を発明した（特許出願済）。
検出器モジュールの一次試作を行い、重粒子線照射野イメージングに適したシンチレータと光電子増倍管の組み合わせを実験的に明らかにした。
高感度マルチアノード光電子増倍管と一部のシンチレータを調達した。

今中期計画にて、ヒトサイズ実証機を開発する（総予算４億円）
放射線治療イメージングに最適な第二世代OpenPET「Single-ring OpenPET」を発明

昨年度まで：
二重リングOpenPETの基本アイディアと
視野拡張のための多重リングOpenPET
全身分子イメージング

がん治療イメージング（線量分布、トラッキング）

少ない検出器で開放空間を画像化
Yamaya 2008

(Dual-ring)
OpenPET

Single-ring OpenPET（特許出願済）

Multi-ring OpenPET
Yamaya（特許出願済） 20092011成果：国際会議1（Kinouchi IEEE）、PCT特許出願1（山谷、田島）

来年度： Single-ring OpenPETの小型試作機を開発してコンセプト実証を行う。
検出器モジュールの一次試作（最適なシンチレータと光電子増倍管の組み合わせを実験的に明らかにした。 ）開発したDOI検出器

小型試作機開発から得た知見
DOI検出器LGSOシンチレータ（Lu混入）

Luを含まないシンチレータ
としてGSO(Zr)を選定
ただし、発光量はLGSOの60%程度

発光量低下を補うため
新型の高感度PMTを選定

PMT

高感度PMT
従来PMT
位置弁別性能の比較

Lu自己発光によるバックグランドを強く受けた例（12C照射（自己放射化）イメージング）

2011成果： 国際会議1（Inadama JKMP）

来年度：検出器モジュールの二次試作を行う。
中期計画ゴール： OpenPETのヒトサイズ実証機の開発へ

82

重点課題３ 次世代 DOI 検出器「クリスタルキューブ」の開発
H23 年度計画
PET 診断の高度化に向けた要
素技術である次世代 DOI 検出器「クリスタルキューブ」について、一塊のシンチレータに外部からレーザー加工を施す新技術を導入するとともに、1 ペア
検出器による同時計数試験シ
ステムを構築する。



H23 進捗状況
クリスタルキューブの解像性能を飛躍的に高め、世界最高の 1mm 等方
解像度を達成した（プレス発表）。
クリスタルキューブの量産化を目指し、一塊のシンチレータに外部からレーザー加工を施す新技術を導入した結果、2mm 等方解像度まで実現できた。
1 ペア検出器による同時計数試験システムを開発し、PET 画像上で1.7mm の解像度が得られることを実証した。
JST 先端計測分析技術・機器開発事業（H23 年度終了予定）の目標を達成できる予定である。

ゴール： サブミリPETに向けた、1mm等方解像度の次世代DOI検出器の実現
方針 ： PMT1面結合のDOI検出器から、半導体受光素子（MPPC）の多面結合へ
昨年度まで：3mm等方解像度を達成
世界最高の1mm等方解像度の達成に成功
PMT

3mm3立方体
シンチレータ1mm3 立方体
シンチレータ

DOI検出器シンチレータ MPPC
ブロック

「クリスタルキューブ」

MPPC
３次元位置弁別性能
を示す結果

1 cm

2011成果：原著論文1（Yamaya PMB）、国際会議2、PTC特許出願1（錦戸）、
プレス発表1、表彰1、外部資金1（JST）

これまで：分割結晶のシンチレータを接着•

量産化を目指し、一塊のシンチレータに外部からレーザー加工を施す新技術を導入。
2mm等方解像度まで達成。

検出器

↑
線源

•
•

1ペア検出器による同時計数試験シ
ステムを開発。
PET画像上で1.7mmの解像度が得られることを実証。

25 mm

•

これまで：検出器単体での解像度評価

検出器

2011成果： 国際会議7（Inadama SNM, Yoshida IEEE等）、外部資金2（JST、科研費基盤C）

レーザー加工クリスタルキューブ検出器の分解能を１ｍｍ台に改善する見通しを得た。
サブミリ頭部PETへ。外部資金獲得を目指す。

83

その他成果・特記事項（１）項目
MRI コイル一体型 PET の研究開発
動物用 PET 装置の QA/QC

H23 成果・内容
PET/CT の課題とされる CT 被ばくを回避できる PET/MRI について、世界初となる MR コイル一体型 PET を発明し（特許出願済）、ヘッドコイルと 1 個の DOI検出器を用いたコンセプト実証を行った。
分子イメージング研究を下支えする動物用 PET 装置３台の QA/QC を担当した。

PET/CTのCT被ばくを回避できるPET/MRIについて、世界初のMRコイル一体型PETを発明し（特許出願済）、ヘッドコイルと1個のDOI検出器を用いたコンセプト実証を行った。
傾斜磁場
コイル PET検出器

RFコイル

DOI検出器

PET/MRI
分離時

RFコイル

PET検出器位置弁別性能 MRI画像

差なし
LYSOシンチレータ
+MPPC
一体時

PET検出器を近づけらない

提案した
コイル一体型PET

PET/MRIの主流方式

既存MRIにもアドオン可能！

3T
MRI↑
DOI検出器2011成果： 国際会議1（Nishikido IEEE）

ほか、島津／NEDOプロ「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）」にも協力
・磁場中で動作するDOI検出器の基礎研究
・MRI画像からPET吸収補正データを生成する手法の研究 を担当①装置校正
感度校正、クロスキャリブレーショ
ンを定期的に実施。

②実験サポート
オペレーションなどの実験補助。
(2011年サポート実験数321件)

ウェルカウンターとのクロスキャリブレーション係数（CCF）

分子イメージング研究を下支えする動物用PET装置３台のQA/QCを担当③装置トラブル時の原因究明・メーカー対応（一例：Focus220トランスミッション機構のトラブル2011年6月）

感度補正法の感度補正法の変更による変動
変更による変動

装置変動があっても定量性を確保④ガンマカウンタなど周辺機器のQA/QC

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その他成果・特記事項（２）項目
研究交流、成果普及への取り組み

H23 成果・内容
第 1 回 OpenPET 研究会、第 1 回放医研-ソウル大国際 Workshop、平成 23 年度次世代 PET 研究会を企画・開催し、国内の PET 開発の活性化および国際化に貢献した。

研究会やWorkshopを主催し、国内PET開発の活性化および国際化に貢献した。
2011/7/25
第1回OpenPET研究会（非公開、参加者84名）
2012/1/26
第1回放医研-ソウル大国際Workshop（参加者53名）
2012/1/27
H23年度次世代PET研究会（参加者79名）

OpenPET研究会

平成23年度次世代PET研究会

85

研究業績 2011（2011 年 1 月～2011 年 12 月）
1. 1. 研究成果
1.1 原著論文(5)[1]
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Taku Inaniwa, Shinji Sato, Yasunori Nakajima, Hidekatsu Wakizaka, Daisuke
Kokuryo, Atsushi Tsuji, Takayuki Mitsuhashi, Hideyuki Kawai, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Naoko
Inadama, Hideo Murayama, Hideaki Haneishi, Mikio Suga, Shoko Kinouchi, “Development of a small
prototype for a proof-of-concept of OpenPET imaging,” Phys. Med. Biol., 56, pp. 1123-1137, 2011.
[2]
Eiji Yoshida, Naoko Inadama, Hiroto Osada, Hideyuki Kawai, Fumihiko Nishikido, Hideo Murayama,
Tomoaki Tsuda, Taiga Yamaya, “Basic performance of a large area PET detector with a monolithic
scintillator,” Radiol. Phys. Technol., vol. 4, pp. 134-139, 2011.
[3]
Taiga Yamaya, Takayuki Mitsuhashi, Takahiro Matsumoto, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida,
Hideo Murayama, Hideyuki Kawai, Mikio Suga and MitsuoWatanabe, “A SiPM-based isotropic-3D PET
detector X’tal cube with a three-dimensional array of 1 mm3 crystals,” Phys. Med. Biol., Vol. 56, pp.
6793-6807, 2011. FEATURED ARTICLE <http://iopscience.iop.org/0031-9155/56/21/003>[4]
Shoko Kinouchi, Taiga Yamaya, Yuji Miyoshi, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Mikio
Suga, “New component-based normalization method to correct PET system models ,” Medical Imaging
Technology, Vol.29, No.5, pp. 239-249, November, 2011.
（共同研究）[5]
Yasunori Nakajima, Toshiyuki Kohno, Taku Inaniwa, Shinji Sato, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, Yuki Tsuruta
and Lembit Sihver, “Approach to 3D dose verification by utilizing autoactivation,” Nuclear Instruments andMethods in Physics Research A 648 S119-S121, 2011.
1.2 プロシーディング・学会発表(54)・国際会議（口頭発表）(15)[1]
Shoko Kinouchi, Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Hiroyuki Kudo, Mikio Suga, "GPU-based
image reconstruction method including geometrical detector response functions for OpenPET," International
Forum on Medical Imaging in Asia(IFMIA) 2011, O9-2, 2011/1/18-19. (@Okinawa)[2]
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Shoko Kinouchi, Mikio Suga, Hideaki Haneishi, Fumihiko
Nishikido, Naoko Inadama, Shinji Sato, Taku Inaniwa, “In-beam imaging performance of the small OpenPET
prototype with 11C beam irradiation,” PTCOG 50 2011 Scientific Session Abstract Book, p. 4.1.5,
2011/5/12@Philadelphia.
[3]
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Shoko Kinouchi, Mikio Suga, Fumihiko Nishikido, Hideo
Murayama, Shinji Sato, Taku Inaniwa, and Kyosan Yoshikawa, "In-beam imaging performance of the small
OpenPET prototype for carbon ion therapy," J. Nucl. Med., 52 (Supplement 1), #325, 2011 (2011 SNM
Annual Meeting Scientific Abstracts, Oral presentation, 2010/6/7@San Antonio).
[4]
Naoko Inadama, Hideo Murayama, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Takahiro Moriya, andTaiga Yamaya, "Performance evaluation of the X'tal cube PET detector using a monolithic scintillator
segmented by laser processing, "J. Nucl. Med., 52 (Supplement 1), #322, 2011 (2011 SNM Annual Meeting
Scientific Abstracts, Oral presentation, 2010/6/7@San Antonio).
[5]
Shoko Kinouchi, Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Hiroyuki Kudo and Mikio Suga, "Multi-GPU
based acceleration of a list-mode DRAMA toward real-time OpenPET imaging," Fully 3D 2011 Proceedings(The 11th International Meeting of Fully Three-Dimensional Image Reconstruction in Radiology and Nuclear
Medicine and the 3rd Workshop on High Performance Image Reconstruction), pp. 37-40. (2011/7/11-15,
Potsdam)[6]
Hideaki Tashima, Takayuki Katsunuma, Shoko Kinouchi, Mikio Suga, Takashi Obi, Hiroyuki Kudo, Hideo
Murayama, and Taiga Yamaya, "Restoration of the Analytically Reconstructed OpenPET Images by the
Method of Convex Projections," Fully 3D 2011 Proceedings (The 11th International Meeting of Fully
Three-Dimensional Image Reconstruction in Radiology and Nuclear Medicine and the 3rd Workshop on High
Performance Image Reconstruction), pp. 109-112. (2011/7/11-15, Potsdam)[7]
Shoko Kinouchi, Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Hiroyuki Kudo, Mikio Suga, “GPU
implementation of one-pass list-mode DRAMA toward real-time OpenPET image reconstruction,” 医学物理,
第 31 巻 Sup. 4, p. 224, 2011 (Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics and the 11th
Asia-Oceania Congress of Medical Physics, 2011/10/1@福岡) (Young Investigator Award Finalist に選定)

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Eiji Yoshida, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Shunsuke Yoshioka, Takahiro Moriya,
Tomohide Omura, Mitsuo Watanabe, Mikio Suga, Hideo Murayama, Taiga Yamaya, “Response function
measurements of PET detector X'tal cube using a monolithic scintillator segmented by laser processing,” 医学物理, 第 31 巻 Sup. 4, p. 136, 2011 (Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics andthe 11th Asia-Oceania Congress of Medical Physics, 2011/10/1@福岡, C4-2)
Naoko Inadama, Shunsuke Yoshioka, Hideo Murayama, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima,
Takahiro Moriya, Taiga Yamaya, “Basic study of the PET detector "X'tal cube": characteristic of thescintillation crystal block segmented 3-dimensionally by laser processing technique,” 医学物理, 第 31 巻
Sup. 4, p. 138, 2011 (Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics and the 11th
Asia-Oceania Congress of Medical Physics, 2011/10/1@福岡, C4-4)
Shunsuke Yoshioka, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Eiji Yoshida, Hideo Murayama, Hideyuki Kawai,
Taiga Yamaya, “Comparison of four PMTs for the four-layer DOI detector,” 医学物理, 第 31 巻 Sup. 4, p.
188, 2011 (Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics and the 11th Asia-Oceania
Congress of Medical Physics, 2011/10/1@福岡, C7-5)
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Yasunori Nakajima, Shoko Kinouchi, Mikio Suga, Fumihiko Nishikido,
Yoshiyuki Hirano, Hideaki Tashima, Naoko Inadama, Hideo Murayama, Shinji Sato, Taku Inaniwa , “In-beamimaging performance of the small OpenPET prototype with 11C beam irradiation,” 医学物理, 第 31 巻 Sup.
4, p. 210, 2011 (Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics and the 11th Asia-Oceania
Congress of Medical Physics, 2011/10/1@福岡, D7-2)
Yoshiyuki Hirano, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Hideo Murayama, Taiga Yamaya, “Evaluation of
secondary particles in the small OpenPET detector by use of Geant4 simulation,” 医学物理, 第 31 巻 Sup. 4,
p. 211, 2011 (Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics and the 11th Asia-Oceania
Congress of Medical Physics, 2011/10/1@福岡, D7-3)
T. Yamaya, E. Yoshida, Y. Nakajima, S. Sato, T. Inaniwa, S. Kinouchi, M. Suga, F. Nishikido, H. Tashima, N.
Inadama, H. Murayama, “In-Beam Imaging Performance of the Small OpenPET Prototype with 10C Beam
Irradiation,” 2011 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 234,
2011. (MIC4-5, 2011/10/23-29@Valencia)
E. Yoshida, N. Inadama, F. Nishikido, H. Tashima, S. Yoshioka, T. Moriya, T. Omura, M. Watanabe, M. Suga,
H. Murayama, T. Yamaya, “Isotropic Resolution PET Detector "X'tal Cube" Using a Monolithic Scintillator
Segmented by Laser Processing,” 2011 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference
Abstract Book, p. 240, 2011. (MIC7-2, 2011/10/23-29@Valencia)
F. Nishikido, A. Tachibana, T. Obata, S. Yoshioka, N. Inadama, E. Yoshida, H. Tashima, M. Suga, H.
Murayama, T. Yamaya, “Feasibility Study for a PET Detector Integrated with a RF Coil for PET-MRI,” Conf.
Rec. of 2011 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, MIC13-7, 2011.
(2011/10/23-29@Valencia)

・国際会議（ポスター発表）(14)[1]
Yuji Miyoshi, Shoko Kinouchi, Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima and Mikio
Suga, "A new component-based normalization method for OpenPET image reconstruction," International
Forum on Medical Imaging in Asia(IFMIA) 2011, P1-17, 2011/1/18-19. (@Okinawa) (Best poster award 受賞)[2]Takayuki Katsunuma, Taiga Yamaya, Hideo Murayama, Hiroyuki Kudo, Takashi Obi, Hideaki Tashima,
Shoko Kinouchi, Mikio Suga, "Analytical approach to compensate loss of low frequency information in
OpenPET image reconstruction," International Forum on Medical Imaging in Asia(IFMIA) 2011, P1-18,
2011/1/18-19. (@Okinawa)[3]
Takahiro Yokoyamam, Takayuki Mitsuhashi, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Eiji Yoshida, Hideo
Murayama, Taiga Yamaya, Mikio Suga, "Development of statistical position determination method for the
next generation PET detector X’tal cube," International Forum on Medical Imaging in Asia(IFMIA) 2011,
P2-25, 2011/1/18-19. (@Okinawa)[4]
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Hideo Murayama,
Kyosan Yoshikawa, Mikio Suga, Hideaki Haneishi, Taiga Yamaya, “Toward real-time PET-guided
tumor-tracking radiation therapy by the OpenPET,” PTCOG 50 2011 Posters Abstract Book, p. #2,
2011/5/12-14@Philadelphia.
[5]
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Hideo Murayama,
Kyosan Yoshikawa, Mikio Suga, Hideaki Haneishi and Taiga Yamaya, "Demonstration of real-time imaging
system for the OpenPET toward PET-guided tumor-tracking radiation therapy," J. Nucl. Med., 52 (Supplement

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Tetsuya Shinaji, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Hideo Murayama, Taiga Yamaya, Hideaki Haneishi,“Realtime Tumor Tracking by OpenPET for Radiation Therapy,” 医学物理, 第 31 巻 Sup. 4, p. 276, 2011
(Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics and the 11th Asia-Oceania Congress of
Medical Physics, 2011/10/1@福岡, P-49)
Hiroki Yamashita, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Hideaki Tashima, Hideo Murayama, Taiga Yamaya, Mikio
Suga, “Design study of DOI-PET scanners toward sub-millimeter spatial resolution,” 医学物理, 第 31 巻
Sup. 4, p. 314, 2011 (Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics and the 11th
Asia-Oceania Congress of Medical Physics, 2011/10/1@福岡, P-86)
Kiyoshi Masuda, Eiji Yoshida, Shoko kinouchia, Taiga Yamaya, Mikio Suga, “Basic investigation of effective
geometries for OpenPET scanners,” 医学物理, 第 31 巻 Sup. 4, p. 315, 2011 (Abstract of the 6thJapan-Korea Joint Meeting on Medical Physics and the 11th Asia-Oceania Congress of Medical Physics,
2011/10/1@福岡, P-87)
Yuma Ogata, Takahiro Moriya, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Hideo Murayama, Taiga
Yamaya, Hideaki Haneishi, “GPU-based Light Propagation Simulation for the PET Detector X'tal Cube,” 医学物理, 第 31 巻 Sup. 4, p. 316, 2011 (Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics andthe 11th Asia-Oceania Congress of Medical Physics, 2011/10/1@福岡, P-88)
Takahiro Matsumoto, T. Yamaya, E. Yoshida, F. Nishikido, N. Inadama, H. Murayama, M. Suga, “Simulation
studies of the PET detector Xtal cube Effects of reduced number of photodetectors on positioning
performance,” 医学物理, 第 31 巻 Sup. 4, p. 333, 2011 (Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on
Medical Physics and the 11th Asia-Oceania Congress of Medical Physics, 2011/10/1@福岡, P-104)(Poster
Award 受賞)
Y. Ogata, T. Moriya, N. Inadama, F. Nishikido, E. Yoshida, H. Murayama, T. Yamaya, H. Haneishi,“GPGPU-Based Optical Propagation Simulator of a Laser Processed Crystal Block for the "X'tal" Cube PET
Detector,” 2011 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 277,
2011. (MIC9.S-310, 2011/10/23-29@Valencia)
Y. Ogata, T. Moriya, N. Inadama, F. Nishikido, E. Yoshida, H. Murayama, T. Yamaya, H. Haneishi,“GPGPU-Based Optical Propagation Simulator of a Laser Processed Crystal Block for the "X'tal" Cube PET
Detector,” Conf. Rec. of 2011 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference,
MIC9.S-310, 2011. (2011/10/23-29@Valencia)
S. Kinouchi, T. Yamaya, H. Tashima, E. Yoshida, F. Nishikido, H. Haneishi, M. Suga, “Simulation Design of aSingle-Ring OpenPET for in-Beam PET,” Conf. Rec. of 2011 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference, MIC15.S-275, 2011. (2011/10/23-29@Valencia)
T. Hasegawa, K. Oda, Y. Yada, Y. Sato, H. Murayama, T. Yamada, M. Matsumoto, M. Igarashi, J. Iryo, H.
Kamitaka,“ICalibration of PET scanners with a new traceable point-like Ge-68/Ga-68 source,” 2011 IEEE
Nuclear Science Symposium and Medical ImagingConference Abstract Book, p. 234, 2011. (MIC12-M39,
2011/10/23-29@Valencia)

・国内会議(25)[1]
三橋隆之，稲玉直子，錦戸文彦，吉田英治，村山秀雄，河合秀幸，羽石秀昭，森谷隆広，山谷泰賀, "レーザーによるシンチレータ内部加工技術の PET 用検出器クリスタルキューブへの応用," 第 58 回
応用物理学関係連合講演会 講演予稿集, 26p-EA-9, 2011 (神奈川工科大学-震災により開催中止)[2]
稲玉直子，三橋隆之，村山秀雄，錦戸文彦，吉田英治，田島英朗，森谷隆広，山谷泰賀, "PET 用検出器クリスタルキューブに用いる MPPC の検討," 第 58 回応用物理学関係連合講演会 講演予稿集,
26p-EA-10, 2011 (神奈川工科大学-震災により開催中止)[3]
錦戸文彦，三橋隆之，橘篤志，黒岩大悟，小畠隆行，稲玉直子，吉田英治，菅幹生，村山秀雄，山谷泰賀, "PET-MRI 同時撮像のための RF コイル一体型 PET 検出器の開発," 第 58 回応用物理学関係連合講演会 講演予稿集, 24p-EA-14, 2011 (神奈川工科大学-震災により開催中止)[4]
稲玉直子, 三橋隆之, 村山秀雄, 錦戸文彦, 吉田英治, 田島英朗, 岸本彩, 吉岡俊祐, 渡辺光男, 山谷
泰賀, “PET 用 3 次元放射線検出器クリスタルキューブの開発：1mm 等方分解能の実証,” 医学物理, 第31 巻, Sup. 1, p. 96, 2011/4. (第 101 回日本医学物理学会学術大会報文集, O-022, 震災により Web 開催に変更)[5]
山下浩生, 吉田英治, 木内尚子, 田島英朗, 村山秀雄, 伊藤浩, 山谷泰賀, 菅幹生, “サブミリ分解能を持つ頭部用 PET 装置の実現可能性の基礎的検討,” 医学物理, 第 31 巻, Sup. 1, p. 97, 2011/4. (第 101 回
日本医学物理学会学術大会報文集, O-023, 震災により Web 開催に変更)

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松本貴宏, 吉田英治, 錦戸文彦, 稲玉直子, 村山秀雄, 山谷泰賀, 菅幹生, “クリスタルキューブ PET
検出器の受光素子配置最適化に向けた計算機シミュレーション” 医学物理, 第 31 巻, Sup. 1, p. 98,
2011/4. (第 101 回日本医学物理学会学術大会報文集, O-024, 震災により Web 開催に変更)
緒方祐真, 横山貴弘, 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 用 3 次元放射線検出器クリスタルキューブのための光伝搬シミュレータの開発”, 医学物理, 第31 巻, Sup. 1, p. 99, 2011/4. (第 101 回日本医学物理学会学術大会報文集, O-025, 震災により Web 開催に変更)
吉田英治, 田島英朗, 木内尚子, 錦戸文彦, 稲玉直子, 村山秀雄, 山谷泰賀, “小型 OpenPET 試作機の性能評価と改良計画,” 医学物理, 第 31 巻, Sup. 1, p. 103, 2011/4. (第 101 回日本医学物理学会学術大会
報文集, O-029, 震災により Web 開催に変更)
吉岡俊祐, 稲玉直子, 吉田英治, 錦戸文彦, 村山秀雄, 河合秀幸, 山谷泰賀, 三橋隆之, 岸本彩,
“LGSO シンチレータを用いた OpenPET 用 8 層 DOI 検出器の開発,” 医学物理, 第 31 巻, Sup. 1, p.
104, 2011/4. (第 101 回日本医学物理学会学術大会報文集, O-030, 震災により Web 開催に変更)
木内尚子, 山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, 工藤博幸, 菅幹生, “OpenPET のための one-pass リストモ
ード画像再構成法 DRAMA の最適化,” 医学物理, 第 31 巻, Sup. 1, p. 105, 2011/4. (第 101 回日本医学物理学会学術大会報文集, O-031, 震災により Web 開催に変更)
佐藤泰, 村山秀雄, 織田圭一, 吉田英治, 錦戸文彦, 佐藤友彦, 山田崇裕, 長谷川智之, 山谷泰賀, 稲玉直子, 海野泰裕, 柚木彰, ”PET 装置校正用点線源の放射能絶対測定におけるシンチレータの影響,”
医学物理, 第 31 巻, Sup. 1, p. 108, 2011/4. (第 101 回日本医学物理学会学術大会報文集, O-034, 震災に
より Web 開催に変更)
山谷泰賀, 吉田英治, 木内尚子, 中島靖紀, 佐藤眞二, 稲庭拓, 田島英朗, 錦戸文彦, 菅幹生, 羽石秀昭, “小型 OpenPET 試作機の重粒子線照射野イメージング性能の検証,” 医学物理, 第 31 巻, Sup. 1, p.
133, 2011/4. (第 101 回日本医学物理学会学術大会報文集, O-060, 震災により Web 開催に変更)
田島英朗, 木内尚子, 吉田英治, 錦戸文彦, 稲玉直子, 村山秀雄, 山谷泰賀, “小型 OpenPET 試作機におけるリアルタイムイメージングシステムの開発,” 医学物理, 第 31 巻, Sup. 1, p. 134, 2011/4. (第 101回日本医学物理学会学術大会報文集, O-061, 震災により Web 開催に変更)
錦戸文彦, 三橋隆之, 稲玉直子, 吉田英治, 田島英朗, 稲庭拓, 佐藤眞二, 村山秀雄, 山谷泰賀, “重粒子線照射野イメージングのための OpenPET 用 4 層 DOI 検出器の最適化,” 医学物理, 第 31 巻, Sup. 1,
p. 135, 2011/4. (第 101 回日本医学物理学会学術大会報文集, O-062, 震災により Web 開催に変更)
岸本彩, 錦戸文彦, 稲玉直子, 吉田英治, 盛武敬, 片岡淳, 村山秀雄, 山谷泰賀, “IVR 用リアルタイ
ム被曝線量分布モニタリングシステムの基礎研究,” 医学物理, 第 31 巻, Sup. 1, p. 200, 2011/4. (第 101回日本医学物理学会学術大会報文集, O-127, 震災により Web 開催に変更)
山谷泰賀, 吉田英治, 稲玉直子, 錦戸文彦, 田島英朗, 村山秀雄, “DOI 検出器が切り拓く次世代
PET：OpenPET とクリスタルキューブ,” 日本分子イメージング学会機関紙, Vol. 4, No. 2, p. 135, 2011
(日本分子イメージング学会第 6 回総会・学術集会, P-061, 2011/5/24@神戸)
田島英朗, 吉田英治, 木内尚子, 錦戸文彦, 稲玉直子, 村山秀雄, 吉川京燦, 菅幹生, 羽石秀昭, 山谷
泰賀 “リアルタイム PET イメージングシステムの提案と OpenPET 小型試作機への実装,” MEDICALIMAGING TECHNOLOGY (SUPPLEMENT) 第 30 回日本医用画像工学会大会予稿集 CD-ROM, CP10-7.
(2011/8/6, 国際医療福祉大学)
山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, 木内尚子, 中島靖紀, 佐藤眞二, 稲庭拓, 錦戸文彦, 村山秀雄, 菅幹生, 羽石秀昭, “OpenPET 小型試作機による重粒子線がん治療イメージングの実証と今後の展開,”
MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY (SUPPLEMENT) 第 30 回日本医用画像工学会大会予稿集
CD-ROM, CP10-8. (2011/8/6, 国際医療福祉大学)
吉田英治， 稲玉直子， 錦戸文彦， 田島英朗， 吉岡俊祐， 森谷隆広， 大村知秀， 渡辺光男， 菅
幹生， 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
タルキューブの性能評価,” 第 72 回応用物理学会学術講演会講演予稿集, p. 01-027, 2011. (31a-T-7,
2011/8/29-9/2@山形大学)
錦戸文彦， 橘篤志， 小畠隆行， 吉岡俊祐， 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 PET 検出器の開発,” 第 72 回応用物理学会学術講演会講演予稿集, p. 01-029, 2011. (31a-T-9, 2011/8/29-9/2@山形大学) (放射線分科内招待講演)
錦戸文彦 , 橘篤志 , 小畠隆行 , 吉岡俊祐 , 稲玉直子 , 吉田英治 , 菅幹生 , 村山秀雄 , 山谷泰賀 ,“PET-MRI 同時測定のための PET-RF コイル一体型装置の基礎研究,” 日本磁気共鳴医学会雑誌, Vol.
31 supplement, p. 451, 2011 (第 39 回日本磁気共鳴医学会大会講演抄録集, P-3-226, @小倉).
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,” 生体医工学シンポジウム 2011, 1-3-6, 2011/9/16-17(@長野市)
田島英明, 吉田英治, 木内尚子, 錦戸文彦, 稲玉直子, 村山秀雄, 吉川京燦, 菅幹生, 羽石秀昭, 山谷

89

[24]

[25]

稲玉直子, 森谷隆広, 吉田英治, 錦戸文彦, 田島英明, 村山秀雄, 山谷泰賀, “DOI-PET 検出器クリス
タルキューブの開発：レーザー加工によるシンチレータ部の 3 次元分割の性能評価,” 核医学, 第 48
巻, 第 3 号, p. S292, 2011. (第 51 回日本核医学会学術総会, M3VIIIB5, 2011/10/29, つくば)長谷川智之, 織田圭一, 和田康弘, 佐藤泰, 山田崇裕, 村山秀雄, 斉藤京子 , 武田徹, 菊池敬, “PET
装置の定量性校正・評価のための新しい Ge-68/Ga-68 点状線 源,” 核医学, 第 48 巻, 第 3 号, p. S292,
2011. (第 51 回日本核医学会学術総会, M3VIIIB6, 2011/10/29, つくば)

1.3 研究会など(4+)[1]
山谷泰賀, “次世代の PET 装置の開発研究” 第 9 回千葉大学医工学シンポジウム ポスター講演予稿集,
p. 53, 2011/2/18 (千葉大).
[2]
木内尚子, 山谷泰賀, 吉田英治, 田島英明, 菅幹生, “GPU を用いた高精度 OpenPET 画像再構成の高速実装” 第 9 回千葉大学医工学シンポジウムポスター講演予稿集, p. 54, 2011/2/18 (千葉大).
[3]
発表多数, 平成 22 年度次世代 PET 研究講演会, 2011/1/24 (放医研)[4]
発表多数, 第 1 回 OpenPET 研究会, 2011/7/25 (放医研)
1.4 特許(5)・出願(3)[1]
山谷泰賀, 小畠隆行, 菅野巌, ほか, “PET 装置及び PET-MRI 装置,” 特願 2011-003413 (2011/1/11 出願)[2]
錦戸文彦, 山谷泰賀, 菅幹生, “放射線検出器の放射線検出位置弁別用応答関数作成方法、装置及び放射線位置弁別方法,” PCT/JP2011/050475, 出願日：2011 年 1 月 13 日
[3]
山谷泰賀, 田島英朗, ほか “傾斜 PET 装置及び PET 複合装置,” PCT/JP2011/62394, 出願日 2011 年 5
月 30 日・登録(2)[1]
吉田英治, 澁谷憲悟, 山谷泰賀, 村山秀雄, 北村圭司, “エネルギーと位置情報を利用した放射線検出
方法及び装置,” 特許第 4660706 号, 2011 年 1 月 14 日.
[2]
山谷泰賀, 村山秀雄, 蓑原伸一, “ＰＥＴ装置、及び、その画像再構成方法,” 特許第 4756425, 2011 年 6
月 10 日.

90

2. 2. 成果普及などへの取り組み
2.1 研究会など開催(2)[1]
平成 22 年度次世代 PET 研究講演会(予稿集発刊), 2011/1/24 (@放医研) (参加者 108 名うち所外 77 名)[2]
第 1 回 OpenPET 研究会(資料集発刊), 2011/7/25 (@放医研) (参加者 84 名うち所外 33 名)
2.2 核医学物理セミナー開催(21)[1]
2011/2/1, Recent Advances in instrumentation and quantitative image reconstruction methods in ECT,
Benjamin M. W. Tsui (Professor, Department of Radiology, Johns Hopkins University)[2]
2011/2/14. 「第 1 回分子追跡放射線治療国際会議」参加報告, 田島英朗（放医研）[3]
2011/2/28, PET 動態計測による脳機能解析研究の解説, 生駒洋子（放医研）／OpenPET 画像再構成
研究の進捗報告, 木内尚子（千葉大）／先見情報を利用した PET 画像再構成（学位論文の紹介）, 小林哲哉（筑波大）[4]
2011/3/7, PET のデータ収集系に関する論文紹介, 吉田英治（放医研）[5]
2011/3/14, 解析的な ROI 画像再構成に関する論文紹介, 田島英朗（放医研）[6]
2011/3/28, フォトディテクターに関する情報提供, 錦戸文彦（放医研）[7]
2011/5/17, PTCOG(粒子線治療世界会議)参加報告および Johns Hopkins 大学 Tsui ラボ＆Pennsylvania 大
学 Matej ラボ＆Karp ラボ訪問報告, 山谷泰賀、田島英朗（放医研）[8]
2011/5/30, SNM 予演会, 稲玉直子、田島英朗、山谷泰賀（放医研）[9]
2011/6/13, SNM 参加報告および Stanford 大 Levin ラボ訪問報告, 稲玉直子、田島英朗、山谷泰賀（放医研）[10] 2011/6/20, SNM 参加報告（２）, 稲玉直子、田島英朗（放医研）、田島英朗（放医研）[11] 2011/7/4, Fully 3D meeting（画像再構成の国際会議）予演会, 木内尚子（千葉大）[12] 2011/7/19, Fully 3D meeting 参加報告およびミュンヘン工科大 Ziegler ラボ訪問報告, 木内尚子（千葉大）、田島英朗、山谷泰賀（放医研）[13] 2011/9/5, 電子飛跡コンプトンカメラを用いたイメージング診断手法, 株木重人（東海大学医学部付属病院）[14] 2011/9/12, 磁場中におけるＭＰＰＣ基本特性の測定, 平野祥之（放医研）[15] 2011/9/26, 日韓医学物理学術合同大会（Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics）の発表予演会,
放医研・千葉大などから発表者数名[16] 2011/10/3 Hybrid resolution spectral imaging（圧縮型分光画像センシング）, 村上百合 （東工大）[17] 2011/11/7, IEEE NSS-MIC 報告(1) 概要報告, 山谷泰賀（放医研）[18] 2011/11/28, IEEE NSS-MIC 報告(2) 検出器、PET/MRI ほか, 錦戸文彦（放医研）[19] 2011/12/5, IEEE NSS-MIC 報告(3) 画像再構成ほか, 木内尚子（放医研／千葉大）[20] 2011/12/19, IEEE NSS-MIC 報告(4) ソフトウェア、PET/MRI データ処理ほか, 菅幹生（千葉大）、緒方祐真（千葉大羽石研）[21] 2011/12/26, IEEE NSS-MIC 報告(5) 検出器、装置、システムほか, 吉田英治（放医研）
2.3 報告書出版(1)[1]
山谷泰賀, 編, “平成 22 年度次世代 PET 研究報告書,” 2011/3/15.
2.4 総説(2)[1]
山谷泰賀, "PET および PET/CT における画像再構成法の特徴と問題 最先端画像再構成法の理論と実際-PET での実装を中心に-," 日本放射線技術学会雑誌, 第 67 巻, 第 7 号, pp. 808-812, 2011.
[2]
田島英朗, OpenPET リアルタイムイメージング, 光学 vol. 40 (8), pp. 448-449, 2011.
2.5 講演・講義(22)・シンポジウム等における招待講演(2)[1]
Taiga Yamaya, “DOI detectors and systems toward the future PET and PET/MRI PET-MRI,” The 2nd
International Symposium on Integrated PET-MRI, 2011/1/29@Osaka. (invited talk)[2]
Taiga Yamaya, “Development of the next generation PET scanners for molecular and cancer imaging,” 3rdInternational Symposium of Osaka Medical Center for Cancer&Cardiovascular Diseases (OMCCCD) -Future
Technology in Cancer Medicine- Program and Abstract Book, pp. 18-19, 2011/12/3@Osaka. (invited)91・講演(16)[1]
山谷泰賀, “DOI 検出器が可能にした OpenPET と重粒子線がん治療モニタリングへの展開,” 第 577 回
高崎研オープンセミナー（リサーチ）にて講演, 2011/2/23 (高崎).
[2]
錦戸文彦, “OpenPET における PET 検出器の重粒子照射線からの影響,” 第 577 回高崎研オープンセミ
ナー（リサーチ）にて講演, 2011/2/23 (高崎).
[3]Taiga Yamaya, “OpenPET & X’tal Cube: New concepts toward future PET,” Seminar @ Prof. B.M.W. TsuiLab., Johns Hopkins Medical Institutions, 2011/5/11 (@Baltimore).
[4]
Hideaki Tashima, “Real-time imaging system for the OpenPET,” Seminar @ Prof. B.M.W. Tsui Lab., Johns
Hopkins Medical Institutions, 2011/5/11 (@Baltimore).
[5]
Taiga Yamaya, “OpenPET & X’tal Cube: New concepts toward future PET,” Reconstruction seminar @ Profs.
J. Karp, S. Matej and R. Lewitt, Pensilvania University, 2011/5/12 (@Philadelphia).
[6]
Hideaki Tashima, “Real-time imaging system for the OpenPET,” Reconstruction seminar @ Profs. J. Karp, S.
Matej and R. Lewitt, Pensilvania University, 2011/5/12 (@Philadelphia).
[7]
Taiga Yamaya, “Overview & OpenPET” Seminar @ Prof. C. Levin lab., Standord University, 2011/6/9.
[8]
Hideaki Tashima, “Real-time imaging using one-pass list-mode DRAMA,” Seminar @ Prof. C. Levin lab.,
Standord University, 2011/6/9.
[9]
Naoko Inadama,” X'tal cube detector,” Seminar @ Prof. C. Levin lab., Standord University, 2011/6/9.
[10] Taiga Yamaya, “OpenPET & X’tal Cube: New concepts toward future PET,” Seminar @ Prof. S. Ziegler lab.,
TUM 2011/7/15[11] Hideaki Tashima, “Real-time imaging system toward PET-based tumor tracking,” Seminar @ Prof. S. Zieglerlab., TUM 2011/7/15[12] Shoko Kinouchi, “System modeling for GPU implementation,” Seminar @ Prof. S. Ziegler lab., TUM
2011/7/15[13] 山谷泰賀, “新たな展開を切り拓く次世代 PET 装置の研究開発,” 福岡和白 PET 画像診断クリニックにて講演 2011/9/28.
[14] 稲玉直子, “次世代 DOI 検出器クリスタルキューブの開発,” 福岡和白 PET 画像診断クリニックにて講演 2011/9/28.
[15] 錦戸文彦, “RF コイル一体型 PET-MRI 装置用 PET 検出器の開発,” 福岡和白 PET 画像診断クリニック
にて講演 2011/9/28.
[16] 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, 2011/11/22@千葉.
・講義(4)[1]
山谷泰賀, “PET 計測の原理と機器開発,” 第 5 回画像診断セミナー講演 2011/2/21 (放医研).
[2]
村山秀雄, 吉田英治, “核医学物理学,” 医学物理コース担当(放医研)[3]
日本医学物理学会サマーセミナー講師「Nuclear Medicine/Imaging」, 2011/9/2@阿蘇.
[4]
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」 2011/10/17-21.
2.5 プレス発表、広報物掲載(19)・プレス発表(2)[1]“世界初!開放型 PET 装置の実証に成功-「PET で見ながらがん治療」の実現に弾み-,” 放医研プレス
発表, 2011/1/21. (http://www.nirs.go.jp/news/press/2011/01_21.shtml)[2]“理論限界に迫るＰＥＴ解像度の実現に向けた３次元放射線検出器を開発,” 放医研プレス発表,
2011/10/5 (http://www.nirs.go.jp/information/press/2011/10_05.shtml)
・広報物掲載(16)[1]“山谷泰賀氏が第 50 回日本核医学会で「第 7 回日本核医学会最優秀研究奨励賞」と「久田賞（日本核医学会機関誌論文賞）金賞」を受賞,” 放医研 NEWS, No. 170, p. 6, 2011/01.
[2]
山谷泰賀, “新型 DOI 検出器から世界初の開放型 PET へ,” 放医研研究レポート 2006-2010, pp. 16-17,
2011/1[3]“放医研が試作機 画像を見ながら照射実現,” 日刊工業新聞 22 面, 2011 年 1 月 24 日.

92

[4]
[5]
[6]
[7]
[8]
[9]
[10]
[11]
[12]
[13]
[14]
[15]
[16]

“がん放射線治療で実証 照射、3 次元で把握 放医研,” 日経産業新聞 11 面, 2011 年 1 月 24 日.
“放医研 開放型 PET を試作 重粒子線治療ビームを可視化,” 保健産業事報１面, 2011 年 2 月 10 日.
“世界初の開放型 PET 装置 リアルタイム画像化実証 放医研,” 科学新聞 7 面, 2011 年 2 月 11 日.
山谷泰賀, “12 年目を迎える「次世代 PET 研究講演会」イメージング物理研究が目指す PET の未来,”
放医研 NEWS, No. 172, 2011 年 3 月, p. 6.
”PET 解像度向上 放射線検出器を新開発,” 静岡新聞(朝刊), 2011/10/6“PET 解像度 5 倍アップ 病態解明貢献に期待,” 中日新聞(朝刊), 2011/10/6“PET 解像度 5 倍向上させる 放医研など,” 東京新聞 3 面, 2011/10/6“PET 向け放射線検出器 解像度 1 ミリに向上,” 日経産業新聞 11 面, 2011/10/6“3 次元放射線検出器 PET 用, 解像度 1mm,” 日刊工業新聞 11 面, 2011/10/7“放射性薬剤で撮影「PET」解像度向上 放医研など,” 産経新聞, 2011/10/15“理論限界に迫る PET 解像度 実現可能な 3 次元放射線検出器開発,” 科学新聞 4 面, 2011/10/21“X'talcube
offersflexible
PET
detection,”
medicalphysicsweb,
2011/10/28<
http://medicalphysicsweb.org/cws/article/research/47588>“1mm の病変を見分けることができる新しい断層撮影装置,” 子供の科学 12 月号, p. 6, 2011.12.

・出展など(1)[1]
山谷泰賀, 稲玉直子, “次世代の PET 装置の開発”, 千葉エリア産学官連携オープンフォーラム 2011 出
展, 2011/9/16 (千葉工業大学).
2.6 その他報告書(2)[1]
錦戸文彦, 吉田英治, 稲庭拓, 佐藤眞二, 稲玉直子, 中島靖紀 村山秀雄, 山谷泰賀, "OpenPET 用ガン
マ線検出器の重粒子線照射環境での性能の基礎研究(20P250)," 平成 22 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.244-245, 2011.
[2]
中島靖紀, 都築怜理, 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 22 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.189-190, 2011.
2.7 見学対応（jPET/OpenPET）(11)[1]
2011/1/11 横浜市立大学大学院医学研究科放射線医学 井上登美雄教授ご一行[2]
2011/1/18 マレーシア USM Prof. K.Olim 他 4 名[3]
2011/1/19 元原子力委員会委員長代理遠藤哲也氏[4]
2011/2/2 Department of Radiology, Johns Hopkins University, Professor Benjamin M. W. Tsui 氏他 1 名[5]
2011/3/1 三菱重工業株式会社原子力事業本部 原子力技術センター炉心技術部長 佐治悦郎氏[6]
2011/3/3 文部科学省大臣官房総務課行政改革推進室 牛尾則文室長・佐々木裕未氏[7]2011/3/9 総合科学技術会議議員 奥村直樹氏、内閣府大臣官房審議官（科学技術政策担当）大石善啓
氏、内閣府政策統括官（科学技術政策・イノベーション担当）付参事官 大竹暁氏他 10 名
[8]
2011/6/3 日本学術振興会理事 小林誠氏、黒木登志夫氏[9]2011/7/21 文部科学省研究振興局研究振興戦略官 岡村直子氏ご一行[10] 2011/10/17 クラレトレーディング 4 名[11] 2011/11/9 東海大学附属望洋高等学校 1 年生 30 名）

93

3. 外部評価（表彰）(5)[1]
Yuji Miyoshi, Shoko Kinouchi, Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima and Mikio
Suga, International Forum on Medical Imaging in Asia(IFMIA) 2011 にて Best poster award 受賞, 受賞ポス
ターは"A new component-based normalization method for OpenPET image reconstruction," International
Forum on Medical Imaging in Asia (IFMIA) 2011, P1-17, 2011/1/18-19. (@Okinawa)[2]
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Hideo Murayama,
Kyosan Yoshikawa, Mikio Suga, Hideaki Haneishi and Taiga Yamaya, "Demonstration of real-time imaging
system for the OpenPET toward PET-guided tumor-tracking radiation therapy," J. Nucl. Med., 52 (Supplement1), #1947, 2011 (Awarded as the First Place Poster - Instrumentation & Data Analysis Track at 2011 SNM
Annual Meeting Scientific Abstracts, 2010/6/7@San Antonio).
[3]
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,” 医用原子力に関する研究助成 財団法人医用原子力技術研究振興財団 (2011/7)[4]
Shoko Kinouchi, Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Hiroyuki Kudo, Mikio Suga, “GPU
implementation of one-pass list-mode DRAMA toward real-time OpenPET image reconstruction,” 医学物理,
第 31 巻 Sup. 4, p. 224, 2011 (Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics and the 11th
Asia-Oceania Congress of Medical Physics, 2011/10/1@福岡) (Young Investigator Award Finalist に選定)
[5]
Takahiro Matsumoto, T. Yamaya, E. Yoshida, F. Nishikido, N. Inadama, H. Murayama, M. Suga, “Simulation
studies of the PET detector Xtal cube Effects of reduced number of photodetectors on positioning
performance,” 医学物理, 第 31 巻 Sup. 4, p. 333, 2011 (Abstract of the 6th Japan-Korea Joint Meeting on
Medical Physics and the 11th Asia-Oceania Congress of Medical Physics, 2011/10/1@福岡, P-104)(Poster
Award 受賞)94

平成 23 年度次世代 PET 研究報告書
平成 24 年 3 月 31 日刊行
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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
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ISBN 978-4-938987-77-0
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