QST-R-7

次世代PET
研究報告書20172017 Report on PET Imaging Physics Research

国立研究開発法人 量子科学技術研究開発機構 放射線医学総合研究所
National Institute of Radiological Sciences,
National Institutes for Quantum and Radiological Science and Technology目次Contents

イメージング物理研究チーム
研究活動報告 2017

Imaging Physics Team:
Research action report 2017

山谷泰賀
Taiga Yamaya

1

改良型ヘルメット PET:
Chin 検出器 vs. Neck 検出器

Improved helmet-type PET:
chin detector vs. neck detector

田島英朗
Hideaki Tashima

13

ヘルメット型 PET 試作機の性能評価

Performance evaluation ofhelmet-neck PET prototype

赤松 剛
Go Akamatsu

18

頭部 PET 吸収補正マップ
自動位置合わせ手法の開発

Automated image fusion algorithm ofemission images and attenuation
maps for brain PET

岩男悠真
Yuma Iwao

23

ヘルメット型 PET 装置におけるTOF 情報の有用性

Feasibility of a helmet-type PET with
TOF information

田久創大
Sodai Takyu

25

MRI 同時撮像のための全身用楕円 PET インサートの検討

A prototype oval PET insert for MRI
systems targeted for body imaging

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

28

OpenPET技術の未来展開：
in-beam PET研究とDOI検出器開発

In-beam PET study of RI beams anddetector development

モハマディ アクラム
Akram Mohammadi

32

ウサギ脳における生体内洗い出し効
果の解明：11C 照射と 15O 照射を比較する in-beam PET 実験

Washout effect in rabbit brain:
in-beam PET measurements using
11
C and 15O ion beams

寅松千枝
Chie Toramatsu

37

結晶底面への反射材挿入によるPET 検出器の性能改善

Improved PET detector by couplingreflectors on the bottom of a crystal
block

稲玉直子
Naoko Inadama40

検出器内散乱事象がPET 画像へ与える影響

Effect of the inter-crystal scatteringon PET images

新田宗孝
Munetaka Nitta

42

有機フォトダイオード検出器を用いた
重粒子線ビームの計測

Organic photodiodeheavy ion beam

錦戸文彦
Fumihiko Nishikido

46

細胞の動態観察に向けた
マイクロβイメージング装置の開発

Development of a micro imaging
system for dynamic observation of
cells

蛭海元貴
Genki Hirumi

50

イメージング物理研究チーム
研究業績 2017

Achievements of Imaging Physics
Team in 2017detector

the

for

55

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究チーム 研究活動報告 2017
Imaging Physics Team: Research action report 2017
山谷泰賀 チームリーダー
Taiga Yamaya, Team Leader(On behalf of the Imaging Physics Team)

1. Introduction

１．はじめにPositron emission tomography (PET) plays important roles incancer diagnosis, neuroimaging and molecular imaging
research. The National Institute of Radiological Sciences(NIRS) has been focusing on PET research since 1979 when
NIRS developed the first PET scanner in Japan. Now NIRS isrecognized as one of the world’s leading institutions in the fieldof molecular imaging research.

ＰＥＴ（陽電子断層撮影法）は、がん診断や脳研究、分子イメージング研究を推進する手段として期待されている。放射線医学総合研究所（放医研）は、1979 年に日本初の PET 装置を開発して以来、PET 研究を続け、今や分子イメージング研究の世界的リーディング機関のひとつとなった。

Regarding instrumentations, potential points remain for which
big improvements could be made, including spatial resolution,
sensitivity and manufacturing costs. Therefore, research on
next generation PET technologies remains a hot topic
worldwide. The Imaging Physics Team (IPT) is engaging in
nuclear medicine physics research by realizing innovativeideas. Highlights of achievements in 2017 are:PET 装置については、空間分解能や感度、コストなどの点で課題が残されており、次世代技術の研究開発は世界的な競争下にある。イメージング物理研究チームは、
独自アイディアの創出と実用化を二本柱に、核医学物理研究を推進している。2017 年の成果のハイライトは以下のとおりである。
・

新コンセプト whole gamma imaging (WGI)の初号試・First prototyping of the novel concept “whole gamma
imaging”

・Recognized as a Person of Collaboration Merits by
the Minister of Health, Labour and Welfare, for therealization of a depth-of-interaction (DOI) detector

・Awarded the Science and Technology Prize by the
Minister of Education, Culture, Sports, Science andTechnology, for research on OpenPET

作機開発に成功・

Depth-of-interaction (DOI)検出器の実用化について「産学官連携功労者表彰厚生労働大臣賞」受賞

・

OpenPET の研究開発について「科学技術分野の文部科学大臣表彰科学技術賞(研究部門)」受賞
DOI 検出器および OpenPET は、それぞれ 2000 年度

Both DOI and OpenPET are long-term research projects whichwere started in 2000 and 2007, respectively. These awards,
which celebrate the fruits of our labor, remind us to plant newseeds for the next generation research.

および 2007 年度から着手したテーマであり、長年に渡り継続してきた研究開発が評価されたものである。収穫を祝うと同時に、次期シーズの創出を忘れてはならない。

Figure 1 Award ceremonies: recognizing our works for DOI realization (Ieft) and for OpenPET research (right).

1

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

2. Historical overview (2001-2017)

２．これまでの研究の流れ (2001-2017)

In the first midterm plan of NIRS (2001-2005), IPT succeeded
in developing a novel 4-layered DOI detector, which is a key
technology to get any significant improvement in sensitivity
while maintaining high spatial resolution. This DOI detector isthe base for Shimadzu’s new line of positron emission
mammography products.

放医研第一期中期計画（2001-2005 年度）において、イメージング物理研究チームは、空間分解能と感度を両立する 4 層 DOI 検出器を世界に先駆けて開発した。
DOI 検出器は、その後、株式会社島津製作所により乳房専用 PET 装置として実用化された。

In the second midterm plan of NIRS (2006-2010), IPT
expanded PET application fields by making full use of DOI
detectors. IPT invented the world’s first, open-type PET
geometry OpenPET, which is expected to lead to PET imaging
during treatment. The DOI detector itself evolved throughapplicationofrecentlydeveloped
semiconductor
photodetectors, i.e., silicon photomultipliers (SiPMs). We
developed a SiPM-based DOI detector X’tal cube to achieve
the theoretical limitation of PET imaging resolution.

放医研第二期中期計画（2006-2010 年度）では、DOI検出器を応用した新発想の PET 装置の研究開発に着手し た 。 具 体 的 に は 、 世 界 初 と な る 開 放 型 PET 装 置「OpenPET」を考案した。また、半導体光センサーであるシ
リコンフォトマル（SiPM）の登場を受けて、PET の理論限界
分解能の実現を目指し、次世代 DOI 検出器「X’tal cube」（クリスタルキューブ）を開発した。

In the third midterm plan of NIRS (2011-2015), IPT made big
progress with these technologies. In the OpenPET project,which received the German Innovation Award in 2012, IPT
finally developed a full-scale OpenPET prototype. In addition,
the flexible detector system of the OpenPET prototype enabled
realization of an innovative brain scanner; this is the helmetchin PET, which is now being commercialized in collaboration
with ATOX Co., Ltd. On the other hand, technologies
developed for the X’tal cube enabled a new idea of add-on
PET, which can be applied to any existing MR systems intheory.

第三期中期計画（2011-2015 年度）では、2012 年のドイツイノベーションアワード受賞などによる弾みを受け、フルサイズの OpenPET 装置の試作機開発に成功した。また、このフレキシブルな放射線検出器システムを応用して、独自アイディアである頭部専用のヘルメット型 PET 装置のデモ機開発にも成功した。現在、本装置の製品化に向けて、株式会社アトックスとの共同研究を行っている。
一 方 で 、 X’tal cube で 培 っ た 技 術 は 、 既 存 MRI を
PET/MRI に拡張できる「アドオン PET」を可能にした。

In April 2016, NIRS has reorganized as part of the neworganization, the National Institutes for Quantum andRadiological Science and Technology (QST). In addition tocontinuing work for these three on-going projects (OpenPET,
helmet-chin PET and add-on PET), IPT has started a new
development project for a whole gamma imager (WGI), which
is a new concept to combine PET and Compton imaging.

そして放医研は、2016 年 4 月に、新法人「量子科学技術研究開発機構」（量研機構）の一員として、新たなスタートを切った。OpenPET、ヘルメット型ＰＥＴ、アドオン
PET の実用化に向けた研究開発をより力強く推進するとともに、PET とコンプトンイメージングの長所を組み合わせた
新アイディア WGI の研究開発をスタートした。

Figure 2

Historical overview of research projects done by the Imaging Physics Team

2

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

3. Whole gamma imaging (WGI) concept

３． Whole gamma imaging （WGI）コンセプト
PET の技術が成熟に向かう今、単一細胞レベルのセ

PET is recognized as a successful imaging method, but in

ル・トラッキングなどの新たなニーズに応えるためには、原order to meet emerging demands such as in-situ single-level
cell tracking, we need to break through an inherent limitation in

理自体を変えるような大きなブレークスルーが求められ

the principle of PET itself. Therefore, in collaboration with Prof.

る。そこで我々は、放医研国際オープンラボや QST 理事

Katia Parodi at Ludwig-Maximilians-Universität München and長ファンドなどの支援のもと、ミュンヘン大学（LMU）Katia

others, with support by the NIRS International Open

Parodi 教授らのグループと共同で、PET とコンプトンイメー

Laboratory program and the QST President Grant, IPT started

ジ ン グ を 組 み 合 わ せ た 新 コ ン セ プ ト 「 Whole gamma

realization of the new concept of whole gamma imaging (WGI)

imaging」（WGI）の装置開発を 2016 年度に開始した。

in 2016.
WGI is a concept utilizing all detectable gamma rays for

WGI の基本概念は、検出可能なガンマ線をすべて画

imaging by combining PET and Compton imaging. An

像化に活用することである。具体的には、通常の PET 検

additional detector ring, which is used as the scatterer, is

出器の内側に、コンプトン散乱の検出に特化した散乱検

inserted in a conventional PET ring so that single gamma rays

出器リングを追加する。幅広い核種がイメージング対象に

can be detected by the Compton imaging method. As a wideなるため、標的アイソトープ治療薬の可視化に役立つ。さrange of radioisotopes can be visualized, WGI is expected toenable imaging of the targeted radioisotope therapy. In

らに、対象核種を、44Sc など陽電子崩壊（511keV 放射

addition, triple gamma emitters such as 44Sc, that emits a pair44

線ペアの放出）とほぼ同時に単一ガンマ線（ Sc の場合

of 511 keV photons and a 1157 keV gamma ray almost at the

1157keV）を放出する 3 ガンマ核種に置き換える。する

same time, are selected as an imaging target. In theory,と、511keV ペアの同時計数により特定される線分（LOR）

localization from a single decay is possible by identifying theと、1157keV ガンマ線のコンプトン計測により特定される

intersection point between a coincidence line and a Compton

円錐表面の交点として、核種位置が特定されるため、理cone.

屈の上では、1 回の壊変からでも位置が特定できる。

In 2017, following the simulation we accomplished in 2016, we
succeeded in prototyping the first WGI system and showed a

開発 2 年目となる今年度は、初年度のシミュレーション

proof-of-concept of WGI, by visualizing a

結果に基づいて装置試作を行い、放医研標識薬剤開発

Sc source

generated by the Department of Radiopharmaceuticals部の協力のもと、WGI のコンセプト実証（44Sc イメージング）

Development at NIRS. We showed the localization accuracy ofに成功した。具体的には、線と円錐表面の交点として、半

the 12.7mm FWHM which was obtained as the intersection

値幅 12.7mm の位置特定精度が得られた。今後は、検point between a coincidence line and a Compton cone. Further

出器の改良などにより、精度改善を図っていく予定であ

improvement will be possible by optimizing the detectors.

る。

Figure 3

44

Realization of the whole gamma imaging (WGI) concept

3

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

4. Brain dedicated helmet-type PET

４．ヘルメット型 PET 装置の開発
高齢化が進む中、認知症患者数の急増が社会問題

Life extension is now causing another issue of rising numbers

化している。脳 PET の潜在ニーズを受けて、頭部専用

of dementia cases. To satisfy the potential demand for brain

PET 装置の研究開発が行われてきたが、どれも検出器配

imaging, prototypes of brain PET scanners have been

置は円筒形状のままであった。有限の検出器数においてdeveloped. However, all previous prototypes were based on a

放射線検出感度を最大化するためには、できる限り検出

cylindrical geometry, which is not the most efficient for brain
imaging. Making the detector ring as small as possible is

器を測定対象に近づけることが有効である。そこで我々

essential in PET, because sensitivity can be increased with a

は、頭部検査においては、円筒よりも半球状の検出器配

limited number of detectors. Therefore, IPT developed the

置のほうが高い感度を実現できると考えた。具体的には、

world’s first helmet-chin PET, in which DOI detectors are

DOI 検出器を並べた半球部にあご部検出器を追加した世

arranged to form a hemisphere, for compact, high-sensitivity,

界初のヘルメット型 PET 装置を開発し、小型で高感度・

high-resolution, and low-cost brain PET imaging.

高分解能な頭部 PET 装置の普及に道筋をつけた。

In 2017, progressing towards a more patient-friendly system,2017 年度は、より圧迫感がなくなるように、あご部検出

we moved the chin detector unit to the back of the neck

器を後頭部に移す改造を行った。これは、追加検出器

position. This change was based on our simulation, which

は、数が同じであれば効果は位置に依存しないというシミ

showed that the effect of additional detectors depends on theュレーション結果に基づいたものである。実際には、後頭

number of detectors and does not depend significantly on their部検出器では、あご部検出器時に設けていたマージンがposition. In practice, a 7% improvement in sensitivity was

不要になったため、改造により約 7%感度が上がった。

obtained because the safety margin, which was required forthe chin-detectors, could be removed for the neck detectors.

Figure 4

Helmet PET project

5. Add-on PET to upgrade existing MRI

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

One of the major innovations made in recent years is the組み合わせた装置が注目されているが、DOI 検出器の利

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

用については十分に検討されてこなかった。ＤＯＩ検出器

been studied well. DOI measurements are essential for PET in

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

as well as reduced production costs. Therefore, we proposed
an add-on PET, which is a RF coil combined with DOI-PET

検出器を組み合わせた独自発想のアドオン PET を提案しdetectors.

ている。

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

PET のフロントエンド回路は RF コイルの内側には入れな

4

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

いという制約のもとで、PET 検出器リング径を最小化する

while placing electronic parts such as photodetectors and

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

間に配置することとした。具体的には、回路部は RF シー

were placed between spokes of the birdcage RF coil. For each

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

みを、シールドボックスから突き出して RF コイルの内側に

box with a hole in front of the photodetectors, and scintillators
were stuck out of the shielding box to allow their placement

配置するようにした。最終的には、RF コイルのバリエーショ

inside the birdcage coil. In theory, the proposed birdcage coilンのひとつとして、あらゆる既存の MRI 装置に後付して、手integrated with PET detectors can be applied to any existing

軽に PET/MRI にアップグレードできるようにしたい。

MRI.

頭部サイズのプロトタイプ開発に成功した昨年度に続

Following the development of a head-sized prototype in 2016,

き、今年度は、全身展開に向けた要素技術を開発した。

an oval detector arrangement was investigated, in particular

具体的には、体幹部にフィットする楕円形検出器配置に

we focused on the RF transmission performance, for the

おいて、MRI 影響、特に RF 透過性について試験した。

Figure 5potential extension to whole-body PET/MRI imaging.

Add-on PET (PET/MRI) project

６．OpenPET： 治療イメージングに向けた未来の PET 装

6. OpenPET: a future PET system for therapy

置の開発

imaging
OpenPET is our original idea to realize the world’s first opentype 3D PET scanner for PET-image guided particle therapy
such as in situ dose verification and direct tumor tracking. The
principal of dose verification for particle therapy is based on themeasurement of positron emitters which are produced throughfragmentation reactions caused by proton or 12C ion irradiation.
Even with a full-ring geometry, the OpenPET has an open gap
through which the treatment beam passes. In 2016, IPT
showed that the difference between a PET peak position anda dose peak position could be smaller than 1 mm with the
newly established 15O beam irradiation.

OpenPET は、ビーム体内飛程検証やターゲット腫瘍のトラッキングなど、PET ガイド下の粒子線治療を可能にする世界初の開放型 PET である。ＰＥＴによる粒子線ビーム
飛程検証は、核破砕反応によって生じる PET 核種（陽電子放出核種） の 分布を画 像化すること によって行う 。
OpenPET は、画像化に重要なフルリングの検出器配置でありながら、治療ビームを通すために十分な開放空間を有している。昨年度には、15O ビーム照射法を確立し、ビーム自体を PET 核種とすることで、線量ピーク位置と PET
画像ピーク位置の差が 1mm 以下になることを示した。

In 2017, IPT continued its international collaboration.
Outstanding HIMAC experiments which made full use of thepotential of the OpenPET system were done. A PET-dose
conversion method not only for RI beams but also for stable(12C etc.) beams was studied in collaboration with LudwigMaximilians-Universität München. Validation of Monte Carlo2017 年度の主な進捗は、国際的な共同研究の推進である。OpenPET ならではの意欲的な実験を HIMAC にて行った。具体的には、通常の安定核ビーム（12C ビームなど）照射における PET-dose 変換法（LMU）や、モンテカル

5

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

codes was investigated in collaboration with Australian Nuclear
Science and Technology Organisation (ANSTO) / University of
Wollongong. These results were presented at IEEE MIC 2017as oral presentations, which were demonstrating the highquality and impact of these works.

ロシミュレーションコードの検証（ANSTO／ウーロンゴン大学）などである。これらの成果は、IEEE MIC2017 で口頭発表に選定されるなど、高い評価を受けた。

Figure 6

OpenPET project

7. Conclusion

７．まとめ
本報告では、イメージング物理研究チームの 2017 年

This report has summarized major research activities of IPT.

度成果についてまとめた。一部成果については、2018 年

Some of the research results have been presented in the“Jisedai PET Kenkyu-kai 2018” workshop on January 22, 20181 月 22 日開催の次世代 PET 研究会 2017 にて詳しく報(Figure 7). In 2018, further progress is expected by

告した（Figure 7）。来年度は、特に、組織統合の大きな

accelerating collaboration with the Takasaki Advanced

アドバンテージである高崎量子応用研究所との連携を加Radiation Research Institute in QST, which is a large benefit of

速して、更なる研究開発の推進を図っていく予定である。

Figure 7

the 2016 reorganization.

Poster advertising the “Jisedai PET Kenkyu-kai 2018” workshop

6

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research2017 年度 イメージング物理研究チーム まとめ
チームメンバー
チームリーダー
主幹研究員
主幹研究員（短時間）
主任研究員
主任研究員（短時間）
研究員
技術員
技術員（短時間）
博士研究員
リサーチアシスタント
チーム事務担当（短時間）

山谷泰賀
吉田英治
稲玉直子
田島英朗（7 月に研究員より昇進）
寅松千枝
錦戸文彦、Akram Mohammadi、田久創大、新田宗孝（10 月採用）
脇坂秀克
小畠藤乃
Abdella M. Ahmed（4 月退職）、岩男悠真、Md Shahadat Hossain Akram、赤松 剛（7 月採用）
蛭海元貴大野、 田中客員協力研究員（50 音順、敬称略）
猪田敬弘
株式会社アトックス
小尾高史
東京工業大学熊谷雅章
株式会社アトックス
澁谷憲悟
東京大学
島添健次
東京大学
菅 幹生
千葉大学
鈴木裕之
東京工業大学高田英治
富山高等専門学校
田沢周作
株式会社アトックス
田中常稔
株式会社アトックス
長谷川智之
北里大学
羽石秀昭
千葉大学
山下大地
株式会社アトックス
Mitra Safavi-Naeini ANSTO

実習生（受入学生）（50 音順、敬称略）
上ノ町水紀
東京大学 (高橋研究室 M2)
大鷹豊
東京大学 (高橋研究室 M2), 首都大
奥村勇介
千葉大学 (菅研究室 M1)
小山晃広
東京大学 (高橋研究室 D2)鋪田 嚴
富山高専 (高田研究室 専攻科 1)
鈴木海斗
千葉大学 (山谷研究室 B3)
田中理紗子
東京工業大学 (小尾研究室 M2)
新田宗孝
千葉大学 (河合研究室 D4, 9 月まで)
Andrew Chacon
ANSTO (Naeini lab.)
Theresa Hofmann
ミュンヘン大学 (Parodi lab. M2)Harley Rutherford
ANSTO (Naeini lab.)

Victor I. J. Strijbis

招へい外国人デルフト工科大 (Schaart lab. M2)

主な研究協力先（50 音順、敬称略）
共同研究先
1

小尾高史（東工大）

2

河合秀幸（千葉大理学研究科）

3

菅 幹生（千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ）

4

高田英治（富山高専）

5

高橋浩之・島添健次(東大)6吉川 彰・鎌田 圭（東北大学）

7

山谷泰賀（千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ）

8

Craig Levin（スタンフォード大）9

Katia Parodi（ミュンヘン大学）

1011

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

テーマ（担当者）
吸収・エミッションの joint estimation に関する研究(M2 田中理紗子、M1 呉博文)
DOI 検出器の研究（D4 新田宗孝）
PET/MRI 用シールドボックスの開発・評価（M2 藤原理伯）
コンプトン-PET シミュレーション（M1 奥村勇介）
有機半導体放射線検出器の医療応用 (M1 鋪田嚴)
放射線耐性 ASIC の研究, Si 検出器読出回路ほか(三好寿顕研究員、D2 小山晃広、M2 大鷹豊)
新シンチレータ応用の研究
DOI 検出器の研究／RI マイクロイメージャーの開発（M2 蛭海元貴）
頭部体動計測システムの研究（B3 鈴木海斗）
コンプトン PET の研究
In-beam PET シミュレーション
国際オープンラボ（IOL）・Whole Gamma Imaging 研究
In-beam PET シミュレーション
In-beam PET および PET 検出器の研究

共同研究契約（50 音順、敬称略）
1
2

共同研究先
株式会社アトックス
浜松ホトニクス株式会社開発本部

研究費授受
あり
なし

7

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

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究チーム 2017(H29)年度 研究費
運営費交付金（原則、人件費除く） [千円]予算名
概要
手術を伴わない新たながん治療
統合A玉配分
1
薬の開発（BIAA1）
光・量子イメージング技術を用い
2
チーム運営費た疾患診断研究（BIAB1）
3 理事長ファンド創成(ABACA)QST内競争的資金

脳機能の画像化による認知症や統合D玉配分
うつ病の新しい診断法の確立
国際オープンラボ（IOL）
5
放医研内競争的資金
研究交流旅費
6 科研費間接経費戻し分
間接経費戻し50%→BIAB1
7 共同研究費間接経費戻し分
間接経費戻し50%→BIAB1
合計
4

金額

チーム外の主な協力者

内人件費分

10,000

0

9,601

0

6,000

0

1,000

0

1,000

0

3,479
664
31,744000辻厚至, 永津弘太郎, 小畠隆行（放医研）,
河地有木, 山口充孝, 長尾悠人（高崎研）

辻厚至, 永津弘太郎（放医研）, Katia Parodi, Peter Thirolf, Georges Dedes,
Guillaume Landry, Ingrid Valencia Lozano, Silvia Liprandi (LMU)

外部資金 [千円]
事業

直接経費
内人件費

課題名

内他機関分

間接経費

チーム内メンバー（代表者下線）

チーム外の共同研究者

高橋浩之（東大）, 菅幹生
山谷泰賀, 吉田英治, 錦戸（千葉大）, 小畠隆行, 辻厚
4,200 文 彦 , 田 島 英 朗 ,至, 永津弘太郎（放医研）,
Mohammadi Akram,
島添健次（東大）
山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, 稲玉直子, 錦戸文彦,
Mohammadi Akram, Ahmed
Abdella Mohammednur, Md
1,327―
Shahadat Hossain Akram,
岩男悠真, 赤松剛, 脇坂秀克, 小畠藤乃, 田久創大,
新田宗孝

1

科学研究費
基盤研究(A) 16H02641

次世代PETコンセプト「Whole
Gamma Imaging」の実証

14,000

1,011

2,600

2

共同研究
株式会社アトックス

ヘルメット型PET装置の実用化に関する研究13,273

5,626

0

3

科学研究費
若手研究(B) 17K18377

2,600

0

0

780 Md Shahadat Hossain Akram

―

4

科学研究費
若手研究(B) 16K21637

1,800

0

0

540 田島英朗

―

5

科学研究費
若手研究(B) 17K18376

1,600

0

0

480 岩男悠真

―

6

科学研究費
若手研究(B) 17K18378

1,600

0

0

480 田久創大

―

7

科学研究費
基盤研究(C) 17K09076

900

0

0

270 Mohammadi Akram

―

8

科学研究費
挑戦的萌芽研究 16K12886

生細胞マイクロRI動態イメー
ジングへの挑戦

800

0

300

240 山谷泰賀, 錦戸文彦

金子純一, 中西貴之（北大）, 樋口隆弘（ヴュルツブ
ルク大）

9

科学研究費
基盤研究(C) 15K08708

コンプトンカメラ型PET装置の基礎的検討

700

0

0

10

科学研究費
基盤研究(C) 15K08709

11

科学研究費
若手研究(B) 16K19882

12

科学研究費
若手研究(B) 16K19241

13

Basic development for theworld's first wireless PET
system短時間で脳機能の定量測定が可能な 新しいヘルメ ット
PET装置の基礎検討
安価な計測装置を用いた非接触・非拘束・モーションフ
リーPETシステムの開発
TOF計測とDOI計測の両立が可能なPET用次世代検出器の開発
A direct range visualization
method by C-10 3-gamma
Compton-PET for C-ion
therapy

有機フォトダイオードを用い
たIVR用リアルタイム線量分
布測定システムの開発
アミロイドPETにおける自動定量評価法の開発
Investigationofspatialresolution improvement byuseofmouth-insert
detector in the helmet PET

科学研究費
基盤研究(B)分担 26293135
合計

固体線量計を用いた頭部IVR診断参考レベルの策定と術者水晶体被曝の評価

210 吉田英治

―

700

0

0

210 錦戸文彦

盛武敬（産業医科大）, 高
田英治（富山高専）, 松丸
祐司（虎ノ門病院）, 掛田伸吾（産業医科大）

695

0

0

209 赤松剛

―

667

0

0

200 Ahmed Abdella Mohammednur

―

50

0

0

39,385

6,637

2,900

8

15 錦戸文彦

9,161

盛武敬, 岡﨑龍史（産業医科大）, 千田浩一(東北大),吉永信治(放医研), 綿貫啓一(埼玉大), 松丸祐司(冲
中記念成人病研), 松原俊二(川崎医科大)次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

Imaging Physics Team FY2017
Team members
Team Leader

Taiga Yamaya

Principal Researcher

Eiji YoshidaPrincipal Researcher (part time)

Naoko Inadama

Senior Researcher

Hideaki Tashima (promoted in July)

Senior Researcher (part time)

Chie Toramatsu

Researchers

Fumihiko Nishikido, Akram Mohammadi, Sodai Takyu, Munetaka Nitta (from Oct.)

Technical Staff

Hidekatsu Wakizaka

Technical Staff (part time)

Fujino Obata

Postdoctoral Researchers

Abdella M. Ahmed (until Apr.), Yuma Iwao, Md Shahadat Hossain Akram, Go Akamatsu (from July)QST Research Assistant

Genki Hirumi

Secretaries (part-time)

M. Ohno, M. Tanaka

Visiting Researchers

Trainee (Internship)

Takahiro Ida

ATOX Co., Ltd.

Mizuki Uenomachi

University of Tokyo (Takahashi-lab. M2)

Takashi Obi

Tokyo Inst. Tech.

Yutaka Otaka

University of Tokyo (Takahashi-lab. M2)

Masaaki Kumagai

ATOX Co., Ltd.

Yusuke Okumura

Chiba University (Suga-lab. M1)

Kengo Shibuya

University of Tokyo

Akihiro Koyama

University of Tokyo (Takahashi-lab. D2)

Kenji Shimazoe

University of TokyoGen Shikida

NIT, Toyama College (Takada-lab. M1)

Mikio Suga

Chiba University

Kaito Suzuki

Chiba University (Yamaya-lab. B3)

Hiroyuki Suzuki

Tokyo Inst. Tech.

Risako Tanaka

Tokyo Inst. Tech. (Obi-lab. M2)

Eiji Takada

NIT, Toyama College

Munetaka Nitta

Chiba University (Kawai-lab. D4, until Sep.)

Shusaku Tazawa

ATOX Co., Ltd.

Andrew Chacon

ANSTO (Naeini-lab.)

Tsunetoshi Tanaka

ATOX Co., Ltd.

Theresa Hofmann

Ludwig-Maximilians-Universität München (Parodi-lab. M2)

Tomoyuki Hasegawa

Kitasato University

Harley Rutherford

ANSTO (Naeini-lab.)

Hideaki Haneishi

Chiba University

Taichi Yamashita

ATOX Co., Ltd.

Mitra Safavi-Naeini

ANSTO

Victor I. J. Strijbis

Delft University of Technology (Schaart-lab. M2)

Visiting Foreign Scientist

Major collaborators
Collaboratos

Themes1

Takashi Obi (Tokyo Inst. Tech.)

Joint estimation of emission and attenuation (M2 Risako Tanaka, M1 Wu Bowen)

2

Hideyuki Kawai (Chiba U Faculty of Sci.)

Research on DOI detectors (D4 Munetaka Nitta)

3

Mikio Suga (Chiba U CFME)

Development and evaluation of shield box for PET/MRI (M2 Masanori Fujiwara),
Compton-PET simulation (M1 Yusuke Okumura)

4

Eiji Takada (NIT, Toyama College)

Medical application of organic semiconductor detectors (M1 Gen Shikida)

5

Hiroyuki Takahashi,
Kenji Shimazoe (University of Tokyo)

Research on radiation registant ASIC, read-out circuit for Si-detectors, etc.
(Researcher Hiroaki Miyoshi, D2 Akihiro Koyama, M2 Yutaka Otaka)

6

Akira Yoshikawa, Kei Kamada (Tohoku U)

Application of new scintillators

7

Taiga Yamaya (Chiba U CFME)

DOI detectors and a micro RI imager (M2 Genki Hirumi）
Head movement measurement system (B3 Kaito Suzuki)

8

Craig Levin (Stanford U)

Research on Compton-PET(Ludwig-MaximiliansUniversität München)

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

10

Anatoly Rosenfeld (U. of Wollongong),
Mitra Safavi-Naeini (ANSTO)

In-beam PET simulation

11

Dennis Schaart(Delft University of Technology)

Research on in-beam PET and PETdetectors

9

Katia

ParodiCollaborative research contracts
Collaborators

Funding

Themes1

ATOX Co., Ltd.

Yes

Research on practical realization of the helmet PET

2Development Bureau,
Hamamatsu Photonics K. K.

No

Fundamental research on next-generation PET detectors

9次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

FY2017 (H29) Imaging Physics Team Grants
Internal budget (excluding labor cost) [x1,000 yen]
BudgetNote
Researchon
new cancer
1 radiopharmaceuticaldrugs For Ingegration Plan A(BIAA1)
Research on diagnosis methods
2 using photon and quantum For team operation
imaging technologies (BIAB1)
3 QST President's Fund (ABACA) Internal competitive grant
Realization of a new imaging4 based diagnostic method for For Ingegration Plan D
dementia and depression
NIRS
International
Open
Internal competitive grant
5
Laboratory (IOL)
Returned
Kakenhiindirect
50% of indirect→BIAB1
6
expenseReturned indirect expense for7
50% of indirect→BIAB1
collaborative research
Total

AmountMain collaborators outside the teamInd. Labor

10,000

0

9,601

0

6,000

0

1,000

0

1,000

0

3,479

0

664

0

31,7440

Atsushi Tsuji, Kotaro Nagatsu, Takayuki Obata (NIRS), Naoki Kawachi, Mitsutaka
Yamaguchi, Yuto Nagao (Takasaki)

Atsushi Tsuji, Kotaro Nagatsu (NIRS), Katia Parodi, Peter Thirolf, Georges Dedes,
Guillaume Landry, Ingrid Valencia Lozano, Silvia Liprandi (LMU)

Competitive grants [x1,000 yen]
Project

Theme

JSPS KAKENHI
Demonstration of "whole
1 Grant-in-Aid
for
Scientific gamma imaging," a concept
for the next generation PET
Research (A) 16H02641

Direct expense
Labor
Distributed

Indirect
expenseMembers in the team(PI underlined)

Collaborators outside theteam
Hiyoruki Takahashi (UTaiga Yamaya,
Tokyo), Mikio Suga (Chiba
Eiji Yoshida, Fumihiko U),
Takayuki
Obata,
4,200
Nishikido, Hideaki Tashima, Atsushi
Tsuji,
KotaroMohammadi Akram
Nagatsu (NIRS), Kenji
Shimazoe (U Tokyo)
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida,
Hideaki Tashima, Naoko
Inadama, Fumihiko
Nishikido, Mohammadi
Akram, Ahmed Abdella
1,327 Mohammednur, Md―
Shahadat Hossain Akram,
Yuma Iwao, Go Akamatsu,
Hidekatsu Wakizaka, Fujino
Obata, Soudai Takyu,
Munetaka Nitta

14,000

1,011

2,600

13,2735,626

0JSPS KAKENHI
3 Grant-in-Aid
for
Scientists (B) 17K18377

2,600

0

0

780 Md Shahadat Hossain Akram

―

4

1,800

0

0

540 Hideaki Tashima

―

1,600

0

0

480 Yuma Iwao

―

1,600

0

0

480 Sodai Takyu

―

900

0

0

270 Mohammadi Akram

―

800

0

300

700

0

0

2

5

6

7

Research on practicalrealization of the helmet
PET

Collaborative research
ATOX Co., Ltd.

Basic development for theYoung world's first wireless PET
systemBasic study on new helmetJSPS KAKENHI
PET enabling quantitative
Grant-in-Aid
for
Young
measurementof
brain
Scientists (B) 16K21637
functions in a short time
Contactless,non-binding,
JSPS KAKENHI
motion-free PET system
Grant-in-Aid
for
Young
using
affordable
Scientists (B) 17K18376
measurement equipment
JSPS KAKENHI
Next
generation
PET
Grant-in-Aid
for
Young detectors for TOF and DOI
Scientists (B) 17K18378
measurement capability
A direct range visualization
JSPS KAKENHI
method by C-10 3-gamma
Grant-in-Aid
for
Scientific
Compton-PET for C-ion
Research (C) 17K09076
therapy

JSPS KAKENHI
Live-cell micro-RI dynamic
forapplication
8 Grant-in-Aid for Challenging imaging
Exploratory Research 16K12886 development
JSPS KAKENHI
Basic study on Compton
9 Grant-in-Aid
for
Scientificcamera type PET
Research (C) 15K08708
Development of a real-time
JSPS KAKENHI
dose
distributionfor
Scientific measurement system for
10 Grant-in-Aid
IVR
using
organic
Research (C) 15K08709
photodiodes
Development
ofan
JSPS KAKENHI
automaticquantitative
11 Grant-in-Aid
for
Young
evaluation
methodfor
Scientists (B) 16K19882
Amyloid PETInvestigationofspatial
JSPS KAKENHI
resolution improvement by
for
Young
12 Grant-in-Aid
useofmouth-insert
Scientists (B) 16K19241
detector in the helmet PET

13

JSPS KAKENHI
Grant-in-Aid
for
Research (B)(Shared) 26293135

Formulation of reference
level for head IVR andofradiation
Scientific evaluation
exposure on the crystalline
lens of operator using solidstate dosemeters
Total

240

Taiga Yamaya,
Fumihiko Nishikido

210 Eiji Yoshida

Junichi Kaneko, Takayuki
Nakanishi (Hokkaido U),
Takahiro Higuchi（U Würzburg）―
Takashi Moritake (UOEH),
Eiji Takada (NIT, Toyama
College), Yuji Matsumaru(Toranomon
Hospital),
Shingo Kakeda (UOEH)

700

0

0

210 Fumihiko Nishikido

695

0

0

209 Go Akamatsu

―

667

0

0

200 Ahmed Abdella Mohammednur

―

50

0

0

39,385

6,637

2,900

10

15 Fumihiko Nishikido

9,161

Takashi Moritake,Ryuji Okazaki (UOEH),
Kouichi Chida (Tohoku U),
Shinji Yoshinaga (NIRS),
Keiichi Watanuki (SaitamaU),
Yuji
Matsumaru(OMIMR), Sunji Matsubara(Kawasaki Medical School)次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

Data of Imaging Physics Team (FY2009-FY2017)
Fiscal year

2009

2010

2011

2012

2013

2014

2015

2016

2017

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

48,913
17,666
17,44513,802

61,869
8,092
16,81236,965

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

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

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

71,12920,601
7,000
43,52840,628
2,900

4
1
3
0

6
1
4
1

6
1
3
2

6
1
3
2

6
1
3
2

7.4
1
3.5
2.9

8.7
2
2.7
4

8.0
2
3.0
3

9.3
2
4.5
2.8

41
10.3
1,193

56
9.3
1,105

54
9.0
2,674

63
10.5
1,725

72
12.0
1,861

48
6.5
2,536

58
6.7
2,027

51
6.4
1,493

50
5.4
1,423

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

9
2.3
5,435

9
1.5
6,874

5
0.8
28,876

7
1.2
15,52111
1.8
12,182

14
1.9
8,694

4
0.5
29,3917
0.9
10,878

11
1.2
6,466

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

7
4
3
1.8
6,988

13
11
2
2.2
4,759

5
3
2
0.8
28,876

13
6
7
2.2
8,358

14
1
13
2.3
9,572

5
2
3
0.7
24,342

14
0
14
1.6
8,397

8
1
7
1.0
9,518

8
2
6
0.9
8,891

2
4
6
4
9

3
14
3
5
2

5
2
2
20
20

4
1
11
30
20

6
2
6
6
10

2
7
5
11
13

3
4
7
11
12

11
7
8
13
8

8
11
5
5
13

2. Full-time researchers|- Permanent staff|- Non-permanent staff|- Postdocs (+JSPS fellows)
3. Achievement (集計は年度ではなく年単位)
Conference presentations
per researcher
expense [x1,000 yen]/presentation

Evaluation and outreach activities|- Awards|- Invited talks|- Book chapters, review articles|- Public relations activities|- Lectures
Fiscal year
Team members
Staff
山谷泰賀 Taiga Yamaya
吉田英治 Eiji Yoshida
田島英朗 Hideaki Tashima
錦戸文彦 Fumihiko Nishikido
Akram Mohammadi
稲玉直子 Naoko Inadama
寅松千枝 Chie Toramatsu
田久創大 Sodai Takyu
新田宗孝 Munetaka Nitta
Abdella M. Ahmed
岩男悠真 Yuma Iwao
Md Shahadat Hossain Akram
赤松 剛 Go Akamatsu
脇坂秀克 Hidekatsu Wakizaka
小畠藤乃 Fujino Obata
阿部貴之 Takayuki Abe
中島靖紀 Yasunori Nakajima
平野祥之 Yoshiyuki Hirano
Jiang Jianyong
Students (pre-doctoral fellows)
矢崎祐次郎 Yujiro Yazaki
木内尚子 Shoko Kinouchi
品地哲也 Tetsuya Shinaji
新田宗孝 Munetaka Nitta蛭海元貴 Genki Hirumi

2009

2010

2011

2012

2013

2014

2015

2016

2017

Team Leader (permanent)
Researcher→(permanent) Principal Res.

Senior Researcher―
Researcher

Postdoc―
Researcher

―

―
―
―
―
―
―
―
Technical Assistant
―
―
―
―
―

―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―

JSPS Fellow (-2014/9)―
Senior Researcher
―
―
―
―
―
―
―

―

Postdoc (-2015/7) Researcher (2015/8-)→(part-time) Principal Researcher

―
―
―
―
―
―
―

―
―
―
―
―
―
―

―
―
―
―
―
―
Postdoc (2014/5-2017/4)―
Postdoc―
Postdoc――――
Researcher (part-time)
―

―

―
―
Junior Res. Associate
Junior Res. Associate
―
―

―
―

―

11

Senior Res. (July-)―

Assistant (part-time)Res. (part-time, 2011/9-2012/1)――
Postdoc (2011/7-2014/10)――

Junior Res. Associate―
Junior Res. Associate
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―

→Researcher (2014/10-)

Res. (part-time)―

Senior Res. (part-time) 2016/10-

Researcher (2016/11-)―
Res. (Oct-)―
Postdoc (July-)
Technical Staff
Technical Staff (part-time)
―
―
―
―
―
―
―
―
―
Postdoc (2015/10-2016/3)
―
―
―

―
―
―

―
―
―
―
QRA (2016/11-2018/1)―
Res. = Researcher or Research
QRA = QST Research Assistantイメージング物理研究チームの研究費推移
Research budget of Imaging Physics Team

160,000
140,000
120,000
100,000
80,00060,00040,00020,0000

Total

運営費交付金（人件費除く）
Internal budget (excl. labor)
外部資金
内部競争的資金
Competitive grantInternal competitive grant2009

Conference presentations

2011

2012

2013

2014

2015

2016

2017

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

外部資金
Competitive
grants
内部競争
的資金Internal
competitive
grants

2010

2009

2010

80
70
60
50
40
30
20
10
-

2011

2012

2013

2014

2015

2016

研究費と研究アクティビティの関係
Relationship between expense and research activity

200,000

学会発表件数
Conference presentations

150,000
100,000

研究費（右軸）
Expense (right axis)

50,000
0

2009

2010

2011

2012

2013

2014

2015

2017

2016

Expense [x1,000yen]

Research budget [x1,000yen]

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

2017

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

特許 Patents

150,000

10

100,0005-

研究費（右軸）
Expense (right axis)

2009

2010

2011

50,000

査読付き論文数
Peer-reviewed articles

0
2012

2013

12

2014

2015

2016

2017

Expense [x1,000yen]

件数

Numbers

15

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

改良型ヘルメット PET: Chin 検出器 vs. Neck 検出器
Improved helmet-type PET: chin detector vs. neck detector
田島英朗 主任研究員
Hideaki Tashima, Senior Researcher

1. Introduction

１．はじめにた Helmet-Neck PET 試作を開発し、性能評価を行った。

We are developing a helmet-type positron emission
tomography (PET), which is specialized for brain imaging, asa high-performance and low-cost dedicated brain PET system
for widespread applications [1-5]. The main characteristics ofthe helmet-type PET are improved sensitivity for the top regionof the head achieved by a helmet detector having ahemispherical arrangement of the PET detectors and for thecentral area, where the sensitivity is still low with only thehelmet detector, achieved by an add-on detector. We reported
last year that we had developed the helmet-chin PET prototype
having the add-on detector at the chin position (chin detector),
and we showed its high sensitivity and good imaging
performance by experimental evaluations including a healthy
volunteer study. On the other hand, our numerical analysis
showed that the same sensitivity improvement as the chindetector can be achievable with a neck detector positioned at
the neck position (the back of the head). Because the neckdetector does not require anything be moved for patient setup,
we can expect an improved convenience for measurements.
In this report, we developed a helmet-neck PET prototype,which has the add-on detector at the neck position (neckdetector), and we evaluated its performance.

２．方法

2. Method（１） 試作機の開発(1) Development of the prototypes

放医研では、高性能かつコストを抑えた普及型の頭部
専用の PET (Positron Emission Tomography) 装置として、脳 PET に特化したヘルメット PET の開発を進めている[1-5]。ヘルメット PET の特徴は、ヘルメット検出器として半球状に PET 検出器を並べ、頭頂部の感度を大幅に向上させることと、ヘルメット検出器だけでは低感度領域となってしまう半球中央部の感度を追加検出器によって大きく向上させることである。昨年度の報告では、追加検出器
を Chin 検出器としてあごのまわりに配置した Helmet-chin
PET の試作機を開発し、健常者ボランティア試験などの評価実験を行い、高い感度と良好なイメージング性能を実現可能なことを示した。一方で、追加検出器の位置はあごの位置でも首の後ろ（後頭部）でも同程度の感度向上効果があることを解析的に示している。後頭部の場合、患者のセットアップの際にも動かす必要がないため、より検査の利便性が高まることが期待される。そこで、本報告では、追加検出器を Neck 検出器として首の後ろに配置しヘルメット PET 試作機は、頭部にフィットするようにコン

The helmet-type PET prototype has a compact gantry design

パクトな設計となっており、検出器を近づけても分解能のso that it fits the patient head. We have developed the

劣化が少ない DOI (Depth of Interaction) PET 検出器を

prototype using depth-of-interaction (DOI) detectors, which

５４個用いて開発した。５４個のうち、４７個をヘルメット検

enable high spatial resolution throughout the field-of-view

出器、７個を追加検出器として構成した。DOI 検出器は放(FOV) even when the detectors are close to the patient head.
In total, 54 DOI detectors are used, each of which is composed

医研独自の光分配方式で、16×16×4 配列の Zr 添加

of a 16×16×4 array of Zr-doped GSO crystals (2.8×2.8×7.5

GSO 結晶(2.8×2.8×7.5mm3) とスーパーバイアルカリのmm3) and a high-sensitivity super bi-alkali 64ch flat-panel

高感度型 64ch フラットパネル光電子増倍管（R10551-

photo multiplier tube (FP-PMT) (R10551-00-64: Hamamatsu

00-64、浜松ホトニクス社製）を用いた。追加検出器をあPhotonics K.K.). For the helmet detector, 47 out of the 54

ごの位置とした Helmet-chin PET 試作機を開発したのち、detectors are used, while 7 detectors are placed as the add-on

ガントリーを改造し、Chin 検出器を Neck 検出器として後detector. After we first developed the helmet-chin PET

頭部に移動させる改造を試作機に施すことで Helmet-

prototype, we developed the helmet-neck PET prototype by

13

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

remodeling the chin detector to the neck detector (Figure 1).

Neck 試作機の開発を行った。

Figure 1 The helmet-chin PET prototype (left) and the helmet-neck prototype (right).

(2) Sensitivity comparison（２） 感度比較

We measured a hemispherical pool phantom with the diameterof 20 cm filled with 18F solution using the prototypes to compare
the sensitivity for the brain PET imaging region. We compared
the sensitivity with the helmet-chin PET, the helmet-neck PET,
and the helmet detector only (helmet only) where the dataacquired by the add-on detector were excluded.

脳 PET のイメージング領域に対する感度を比較するため、放射能分布が直径 20cm の半球プールファントムを
18

F 水溶液で満たし試作機によって測定した。Helmet-

Chin PET、Helmet-Neck PET 及び、追加検出器で測定されたデータを除いたヘルメット検出器のみ (Helmet Only)の感度を比較した。

(3) Healthy volunteer study（3） 健常者ボランティア試験

We conducted the first clinical test using the helmet-neck

Helmet-Neck 試作機を用いた最初の臨床試験として、

prototype with a healthy volunteer. Because the helmet-neck

健常者ボランティア試験を行った。高い感度を有すること

PET prototype has high sensitivity, the injection activity was

から、通常の検査よりも低い投与量として 18F-FDG を

lowered compared with a normal scan. The volunteer was

72MBq 投与し、その 140 分間後に Helmet-Neck PET 試

measured for 26 min using the helmet PET prototype 140 min

作機で 26 分間測定した。そして、リストモード OSEM

after injection of 18F-FDG of 72 MBq. An image of the helmet（Ordered Subset Expectation Maximization）法により画PET prototype was reconstructed by the list-mode ordered

像再構成を行った。その際、サブセット数は 21、反復回

subset expectation maximization (OSEM) method. The

数は 3 とした。また、データ補正としては、感度補正、偶発

number of subsets was 21 and the number of iterations was 3.

同時計数補正、減弱補正、散乱補正を適用した [8] 。

We applied normalization, random correction, attenuation

ヘルメット PET は、コンパクトな装置コンセプトのため、CT

correction, and scatter correction as data correction methodsなどの他のモダリティのない、PET 単体の構成となってい[6]. Because the helmet-type PET was a stand-alone system

るため、減弱補正と散乱補正には位置合わせした別途撮

based on a compact design concept without other modalities

影した CT 画像を用いた。本試験は、倫理審査委員会のsuch as CT, a separately acquired CT image was used for theattenuation and scatter corrections. This study was approved

承認を得て行った。

by the institutional review board.

14

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

３．結果

3. Results（１） 感度比較(1) Sensitivity comparison

Figure 2 に感度比較に用いた半球プールファントムのFigure 2 shows the hemispherical pool phantom used for the

写真と、感度測定結果を示す。ヘルメット検出器のみのsensitivity comparison and the results of the sensitivity

時と比較して、Helmet-Chin PET は感度の向上が 12%でmeasurements. Compared with the helmet detector only, the

あったのに対し、Helmet-Neck PET は 20%の感度向上を

helmet-chin PET increased the sensitivity by 12%, and the

達成することができた。

helmet-neck PET increased it by 20%.

（２） 健常者ボランティア試験(2) Healthy volunteer study
Figure 3 shows the 18F-FDG image obtained in the first clinicalFigure 3 に Helmet-Neck PET 試作機による最初の臨

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

床試験で得られた 18F-FDG 画像を示す。健常者の場

distributed throughout the entire brain in the case of the healthy

合、18F-FDG は脳全体に行きわたるため、脳の細かい構

subject, the obtained image showed detailed structures of the

造まではっきりと画像化することができた。

brain clearly.

Figure 2 Sensitivity comparison using a hemispherical phantom (left) indicating the brain imaging region measured by
the prototype with the chin detector, with the neck detector, and without any add-on detector (right). The area indicated by
the dashed red line was filled with 18F solution.

Figure 3 The first clinical image obtained by the helmet-neck PET prototype fused on the CT image.

15

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

4. Discussion

４．考察
感度比較の結果、追加検出器はあごの位置よりも後頭The sensitivity comparison revealed that the add-on detector

部の位置の方が高い感度向上効果を得られることが明ら

positioned at the neck position has a higher effect for improving
the sensitivity than that at the chin position. This is because theかになった。これは、あご場合、セットアップ時や測定時のchin detector requires a safety margin for patient setup and

被験者の安全のため、ある程度マージンを設けて検出器

measurement in the design, while the neck detector can beを配置するように設計しなければならなかったのに対し、

placed closer to the brain region. Also, we can remove moving

後頭部の場合には、追加検出器の可動部をなくすことがparts for the add-on detector. The effect of expanding the FOV

でき、脳領域へ近づけることができたためである。また、ヘ

toward the neck detector was achievable.

ルメット検出器と後頭部の Neck 検出器の隙間をできるだ

The developed helmet-neck PET prototype has high spatial

け小さくすることで、後頭部方向への視野拡大効果も期

resolution and high sensitivity. Therefore, we could obtain clear

待できる。

images even though the injected dose was significantly lower
than conventional studies using 18F-FDG. Because we could

開発したヘルメット PET 試作機は空間分解能が高く、obtain high definition images with significantly lower injection

かつ高感度であるため、一般的な 18F-FDG による PET 検

dose, we can expect reductions of not only the patient dose,

査よりもかなり少ない投与量であるにも関わらず鮮明な画

but also, the cost for tracer drugs and measurement time. We

像を得ることが可能であった。そのため、被験者に対するconcluded that the helmet PET can provide highly accurate

被曝の低減や、薬剤コストの低減、検査時間の短縮など

brain function measurements with about one-fourth thenumber of detectors compared with a whole-body PETが期待される。また、PET 装置のコストは検出器数に大きscanner. Cost of the PET scanner highly depends on the

く依存しているが、ヘルメット PET は、全身用 PET 装置のnumber of detectors; therefore, the helmet PET has the

約 1/4 の検出器数で実現できるため、コストを抑えること

potential of offering low-cost and high-accuracy brain PET forが可能である。よって、低コストかつ高性能な普及型 PET

widespread applications.

として期待できる。
5. Conclusions

５．まとめ

We remodeled the helmet-type PET prototype by changing the
add-on detector position from the chin position to the neckposition, reducing the number of moving parts. As a result, thesensitivity for the brain region was further increased, and we
could obtain a good effect from the FOV expansion. The
helmet-neck PET is a promising tool for realizing highaccuracy brain imaging at low cost.

ヘルメット PET 試作機の追加検出器をあごの位置から
後頭部の位置に移植し、可動部を減らしつつ検出器を脳領域に近づけられる改良を行った。その結果、脳領域に対する感度がさらに向上し、視野拡張効果も得ることができた。Helmet-Neck PET は高精度な脳イメージングを低コストで実現可能である。
Acknowledgements
Collaborators

GrantsEiji Yoshida, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Go Akamatsu, Takamasa Maeda,
Yuhei Takado, Chie Seki, Makoto Higuchi, Tetsuya Suhara, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
ATOX Co., Ltd.
JSPS KAKENHI 16K21637

References
[1]

[2]
[3]
[4]

[5]

H. Tashima, H. Ito, T. Yamaya, “A proposed helmet-PET with a jaw detector enabling high-sensitivity brain imaging,”2013 IEEE NSS/MIC, Seoul, 2013, pp. 1-3. DOI: 10.1109/NSSMIC.2013.6829074.
H. Tashima, et al., “Development of the helmet-chin PET prototype,” IEEE NSS and MIC Conf. Rec., M3CP-97, doi:
10.1109/NSSMIC.2015.7582022, 2015.
H. Tashima, T. Yamaya, “Proposed helmet PET geometries with add-on detectors for high sensitivity brain imaging,”
Phys. Med. Biol., Vol. 61, No. 19, pp. 7205-7220, 2016.
H. Tashima, E. Yoshida, F. Nishikido, H. Wakizaka, Y. Iwao, A. Ahmed, A. Mohammadi, Y. Kimura, T. Suhara, Y.
Fujibayashi, S. Tazawa, T. Yamaya, “Initial clinical test of the first Helmet-Chin PET prototype for highly sensitive brain
imaging,” J. Nucl. Med. Vol. 57 suppl. 2, p. 254, 2016.
H. Tashima, E. Yoshida, Y. Iwao, H. Wakizaka, Y. Takado, C. Seki, T. Suhara, T. Yamashita, T. Yamaya, “Developmentof the helmet-neck PET prototype for high sensitivity brain imaging,” ECR 2017, B-0798, 2017. DOI:

16

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research[6]10.1594/ecr2017/B-0798
H. Tashima, E. Yoshida, Y. Iwao, T. Yamaya, “Development of reconstruction method for the helmet PET,” Proceedingsof the 35th JAMIT Annual Meeting (JAMIT 2016), OP2-6, 2016 (in Japanese).

Research achievements in 2017
[1]

[2]

[3]

[4]

[5]
[6]
[7]
[8]

Abdella M. Ahmed, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya, “Simulation study comparing thehelmet-chin PET with a cylindrical PET of the same number of detectors,” Physics in Medicine and Biology, Vol. 62,
pp. 4541-4550, 2017.
Abdella M. Ahmed, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, “Investigation of the optimal detector arrangement
for the helmet-chin PET – A simulation study,” Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A, Vol. 858, pp.
96-100, 2017.
Abdella M. Ahmed, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, “Investigation of spatial resolution improvement by use of a mouth
insert detector in the helmet PET scanner,” Radiological Physics and Technology, 2017. DOI: 10.1007/s12194-0170425-2.
T. Inaniwa, H. Tashima, N. Kanematsu, “Optimum size of a calibration phantom for x-ray CT to convert the Hounsfield
units to stopping power ratios in charged particle therapy treatment planning,” Journal of Radiation Research, pp. 1–
9, Oct. 2017.
山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, 平成 29 年度科学技術分野の文部科学大臣表彰科学技術賞研究部門, “開放型 PET 装置の発明と粒子線がん治療可視化法の研究,” 2017/4/19.
田島英朗, 第 113 回医学物理学会学術大会英語プレゼンテーション賞, “Development of a small prototype system toward
real-time OpenPET image-guided surgery,” 2017/4/16.
山谷泰賀, 田島英朗, "部分リング PET 装置及び PET 装置," 特願 2017-29405, 2017/2/20 出願
田島英朗, 山谷泰賀, "ヘルメット型 PET 装置," 特願 2017-58848, 2017/3/24 出願

17次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

ヘルメット型 PET 試作機の性能評価
Performance evaluation of the helmet-neck PET
prototype赤松 剛 博士研究員
Go Akamatsu, Postdoctoral Researcher

１．はじめに

1. Introduction

世界に先駆けて超高齢社会を迎えた本邦においDementia is a huge social issue in Japan, as it is in manyて、認知症は大きな社会問題となっている。そのたother advanced countries. The Ministry of Health, Labour

め、厚生労働省を中心に「認知症施策推進総合戦

and Welfare of Japan has suggested a comprehensive略（新オレンジプラン）～認知症高齢者等にやさしい

strategy to accelerate dementia countermeasures (the

地域づくりに向けて～」が策定されるなど、認知症対New Orange Plan) [1]. It is required to establish a

策が急ピッチで進められている [1]。
このような社会的情勢を鑑み、放射線医学総合研究所（以下、放医研）では認知症に対して画像診断技術の面から貢献すべく、これまでにないヘルメッ
ト型の PET 装置を提案した [2]。頭部 PET 撮像に特化した本装置は、従来の円筒型の PET 装置と比べ、mechanism to enable society to provide long-term care toelderly people.
From a consideration of social situations, the National
Institute of Radiological Sciences (NIRS) proposed a newhelmet-shapepositronemission

tomography(PET)

concept as an innovative functional imaging tool for
dementia [2]. We have already developed the world’s first

小型で高感度・高分解能・低コストの実現が期待で

helmet-neck PET prototype, which has high sensitivity andきる。すでに試作機を開発してヒトでの臨床試験を実high resolution [3]. Currently, in collaboration with ATOX

施済みであり [3]、現在は株式会社アトックスと共同

Co., Ltd., we are working toward obtaining regulatory

で医薬品医療機器等法における医療機器としてのapproval for the helmet-neck PET as a medical device

承認を目指している。

Safety and utility of the device are important matters to

医療機器として承認、実用化されるためには、当secure the regulatory approval for a medical device.

該医療機器の有効性および安全性を客観的に示す

Therefore, we have to objectively evaluate imaging

必要がある。診断用核医学装置の有効性を示すた
めには、認知された規格に従い、人体を模擬したファントムを用いて装置の性能を評価しなければならない。しかし、ヘルメット PET はコンパクトかつ半球状の検出器配置を有するため、既存のファントムを用いた性能評価手法を適用することができず、実用化への障壁となっている。そのため、新たな性能評価

performance of the helmet-neck PET scanner using a wellestablished and a widely known methodology. However,
the only existing standard method is for whole-body PET
scanners. Standard phantoms, which simulate an actual
human body, are not applicable to brain-dedicatedcompact

PET

scanners.

Therefore,

phantoms

arerequiredfornewobjective

standard

performance

evaluation of the helmet-neck PET prototype.

用ファントムを開発する必要がある。
Here, we report the development of two types of new brain

本稿では、放医研にて開発したヘルメット PET 試
作機の性能評価について、新たなファントムの開発

phantoms for performance evaluation of the helmet-neck
PET prototype.

を中心に報告する。

18

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 1 Photograph (left) and schematic drawing of the detector arrangement (right) of
the helmet-neck PET prototype.

２．方法

2. Methods（１） ヘルメット PET 試作機(1) Helmet-neck PET prototype
Figure 1 shows the helmet-neck PET prototype which has
a compact helmet-shape detector arrangement. Detailspecifications are described in the former report (Tashima,
et al.) on this journal.

ヘルメット PET 試作機は放医研独自の検出器を搭載し、ガントリ径が 25.3 cm とコンパクトな設計となっている（Figure 1）。詳細については、田島らの報告（本誌前項）を参照されたい。

(2) A small sphere contrast phantom（２） コントラストファントム

Small lesion detectability is an essential metric as one of

PET 装置の基本性能として、陽性小病変の検出能はきわめて重要である。一般的な PET 性能評価

the imaging performance characteristics. In the National

規格である NEMA(National Electrical Manufacturers

Electrical Manufacturers Association (NEMA) NU-2 which

Association) NU-2 [4] では、胴体を模擬した最大is a standard PET performance measurement [4], spheres

径 30 cm のアクリル樹脂製容器に 6 つの球体（直径of different diameters (37, 28, 22, 17, 13 and 10 mm) in asimulated body phantom (NEMA body phantom) are

37, 28, 22, 17, 13, 10 mm）が封入されたファントム

scanned（NEMA body ファントム）を使用する。しかし、コンパク

toevaluate

image

contrast,

backgroundvariability, and accuracy of the attenuation and scatter

トな検出器配置を有するヘルメット PET 試作機ではcorrections. However, the NEMA body phantom cannot be

適切な撮像位置にファントムを配置できないことに加inserted into the gantry of the helmet-neck PET prototype

え、頭部ではなく胴体を模擬したファントムであること

because the detector arrangement is very compact. Inから、本試作機の性能評価にこのファントムを用いる

addition, the phantom simulates a body-size, which is notのは適切ではない。

suitable for the brain-dedicated PET scanner.

そこで我々は、頭部サイズを模擬した直径 16.5

Therefore, we developed a small sphere contrast

cm のアクリル樹脂製容器を作成し、より小さな陽性

phantom by attaching the lid of the NEMA body phantom

病変を模擬した 6 つの球体（直径 22, 17, 13, 10, 8,

onto a cylindrical container. Inner diameters of the six5 mm）が封入された新しいファントム（コントラストファ

spheres are 22, 17, 13, 10, 8 and 5 mm. Spheres areントム）を作成した（Figure 2）。6 つの球体のうち、4 つ

exchangeable and compatible with the NEMA standards.

は上記 NEMA body ファントムの球体を流用した。

We scanned the small sphere contrast phantom using the

NEMA 規格に準じた種々のサイズの球体を使用する

helmet-neck PET prototype. The phantom was filled with

ことが可能であり、NEMA 規格と同様の性能評価を実an施することが可能である。

18

F-solution. The background activity was 1.32

kBq/mL. Six spheres were filled with three times theactivity concentration of the background. PET scanning

実際にヘルメット PET 試作機を用いてコントラストフ

19

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Researchァントムの撮像を行った。18F 溶液を使用し、バックグ

was performed for 20 min in list-mode. PET data were

ラウンド領域の放射能濃度は 1.32 kBq/mL、球体とreconstructed using the ordered subset expectation

バックグラウンド領域の放射能濃度比は 3 とした。20

maximization (OSEM) algorithm with 10 iterations and 8

分 間 の リ ス ト モ ー ド 収 集 を 行 い 、 OSEM(Ordered

subsets. A Gaussian filter with 5 mm full width at half

Subset Expectation Maximization)法にて画像再構

maximum (FWHM) was applied to the PET image.
Attenuation and scatter corrections were performed with成した。サブセット数 8、反復回数 10 とし、平滑化フ

the CT images obtained by another PET/CT scanner.

ィルタとして半値幅 5 mm の Gaussian filter を使用した。また、減弱補正と散乱同時計数補正には別途
PET/CT 装置にて撮像された CT 画像を使用した。

Figure 2 An original NEMA body phantom (A) and the developed brain phantom(small sphere contrast phantom) (B) in which the lid of the original NEMA
body phantom was used.

（３） 半球状ホフマン 3D 脳ファントム
頭部 PET 撮像の画質評価には、ホフマン 3D 脳フ(3)Ahemispherical

Hoffman3D

brainphantomァントム（以下、ホフマンファントム） [5] が広く使用

The three-dimensional (3D) Hoffman brain phantom

されており、いわばデファクトスタンダードとして扱われ(Hoffman phantom) [5] has been widely used forている。特に認知症を対象として脳 PET 撮像を実施

performance evaluation of brain PET imaging. In clinicalする臨床研究の多くは、ホフマンファントムを用いて

multi-center brain PET studies primarily on dementia, thePET 装置の画質評価および撮像条件の適正化が実

Hoffman phantom has been used for quality control of PET

施されている [6, 7]。
ホフマンファントムは、脳実質を模擬した放射能分
布が描出されるプレート構造を有しており、灰白質相
当部分と白質相当部分の放射能濃度比が理想的には 4 となる設計になっている。しかし、ホフマンファ
ントムは円筒型の構造を有しており、特に吸収補正

scanners and optimizing scanning and reconstruction
parameters [6, 7].
The Hoffman phantom has well-designed structures
simulating gray and white matters with 4:1 activity
concentrations. However, its cylindrical external form,
which is different from an actual head shape, mayemphasize attenuation and scattering. In addition, it is not

や散乱線補正の評価を行う際に、正しく頭部を模擬

applicable to the helmet-neck PET prototype due to its

しているとは言えない。加えて、NEMA body ファントム

hemispherical detector geometry. Therefore, we cut offと同様に、ヘルメット PET 試作機では適切な撮像位

inner plates so that the diameter decreased on going to

置にファントムを配置することができない（Figure 3）。

the top of the head and then developed a 3D

そこで、ホフマンファントムのプレートを頭頂部に行く“hemispherical” Hoffman brain phantom (hemispherical
Hoffman phantom) (Figure 3). The hemispherical Hoffman

20

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Researchに従って径が小さくなるように加工し、プレートを封入

phantom was compatible with the original one because

する外側の半球状容器を新たに作成することによっoriginal structures which simulate brain regions were notて半球状のホフマンファントム（半球ホフマンファント

modified.

ム）を作成した。脳実質を模擬した領域はオリジナルのホフマンファントムと変わりないため、ホフマンファン
トムと同様の画質評価が可能である。
ヘルメット PET 試作機にて半球ホフマンファントムの撮像を行った。18F 溶液を 10 MBq 封入し、30 分

We scanned the hemispherical Hoffman phantom using
the helmet-neck PET prototype. The phantom was filledwith 18F-solution of 10 MBq. The PET scan was performedfor 30 min in list-mode. Image reconstruction parameters
were the same as mentioned earlier.

間のリストモード撮像を行った。画像再構成は前述したコントラストファントムの場合と同様の条件にて行った。

Figure 3 Inner plates of the original (A) and the hemispherical (B) Hoffman 3D brain phantoms.

4. Results and Discussion

４．結果・考察ヘルメット PET 試作機の性能評価用ファントムとしWe developed two types of adaptive brain phantoms for aて、コントラストファントムと半球ホフマンファントムを開compact helmet-shape PET scanner. In addition, we

発した。また、ヘルメット PET 試作機を用いてこれら

actually acquired PET images using the helmet-neck PETのファントムの撮像を行い、性能評価が実施できるこ

prototype.

とを確認した。

Figure 4 shows a PET image of the small sphere contrast
phantom. The 8-mm-diameter hot sphere was clearly

コントラストファントムの PET 画像を Figure 4 に示

visualized. Furthermore, the background area of theす。直径 8 mm のホット球が明瞭に描出されており、

phantom can be used for evaluating uniformity and image

高い病変検出能を示した。また、バックグラウンド領

noise level.

域を使用して、画像の均一性やノイズを評価すること

Figure 5 shows a PET image of the hemisphericalも可能である。

Hoffman phantom. The PET image, with visually clear

Figure 5 に半球ホフマンファントムの PET 画像を

contrast between gray and white matters, was obtained by示す。灰白質領域と白質領域が視覚的に分離され

the helmet-neck PET prototype.

ており、十分なコントラストが得られることが示された。
In the near future, we are to evaluate the phantom images

今後は定量的な評価指標を算出するとともに、既quantitatively and to compare the performance between

存の PET/CT 装置と性能を比較することにより、ヘルthe helmet-neck PET prototype and a commercial PET/CT

メット型 PET 装置の有効性を示す予定である。

scanner.

21

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 4

Figure 5 PET image of the hemispherical

PET image of the small sphere contrast
phantom obtained by the helmet-neck PET

Hoffman phantom obtained by the

prototype.

helmet-neck PET prototype.

5. Conclusions

５．まとめ
ヘルメット型 PET 試作機における性能評価について、新たなファントムの開発を中心に報告した。これらのファントムを用いることで、標準的な PET 性能評
価および適切な撮像条件・画像再構成条件の検討を行うことが可能となり、ヘルメット PET の実用化への道筋が示された。

We developed two types of adaptive brain phantoms for acompact helmet-shape PET scanner. These newphantoms are applicable to the helmet-neck PET
prototype for evaluating the imaging performance,
determining appropriate scanning and reconstruction
parameters, and comparing the imaging performance withthat of general whole-body scanners. These phantoms are
expected to facilitate commercialization of the helmet-neck
PET.

Acknowledgements
Collaborators

Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda, Eiji Yoshida,
Taiga Yamaya (NIRS-QST)
ATOX Co., Ltd.

References
[1]
[2]
[3]

[4]
[5]

[6]

[7]

厚生労働省．認知症施策推進総合戦略（新オレンジプラン）～認知症高齢者等にやさしい地域づくりに向けて～．
2015 年 1 月．
H. Tashima, T. Yamaya, “Proposed helmet PET geometries with add-on detectors for high sensitivity brain
imaging,” Phys. Med. Biol., Vol. 61, No. 19, pp. 7205-7220, 2016.
H. Tashima, E. Yoshida, Y. Iwao, H. Wakizaka, T. Maeda, Y. Takado, C. Seki, M. Higuchi, T. Suhara, T.
Yamashita, T. Yamaya, “Development of the helmet-neck PET prototype: comparison with the helmet-chin
PET,” IEEE NSS&MIC Conf. Rec., M-09-6, Oct. 26, 2017.
National Electrical Manufacturers Association. Performance measurements of positron emission tomographs.
NEMA Standards Publication NU 2-2012. Rosslyn, USA: National Electrical Manufacturers Association. 2012.
E. Hoffman, P. Cutler, T. Guerrero, W. Digby, J. Mazziotta. “Assessment of accuracy of PET utilizing a 3-D
phantom to simulate the activity distribution of [18F]fluorodeoxyglucose uptake in the human brain,” J. Cereb.
Blood. Flow. Metab., Vol. 11, No. 2, pp. A17-A25, 1991.
W. Jagust, S. Landau, R. Koeppe, E. Reiman, K. Chen, C. Mathis, J. Price, N. Foster, A. Wang, “The
Alzheimer’s Disease Neuroimaging Initiative 2 PET core: 2015,” Alzheimers Dement. Vol. 11, No. 7, pp. 757771, 2015.
A. Joshi, R. Koeppe, J. Fessler, “Reducing between scanner differences in multi-center PET studies,”
Neuroimage. Vol. 46, No. 1, pp. 154-159, 2009.

22

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

頭部 PET・吸収補正マップ自動位置合わせ手法の開発
Automated image fusion algorithm of emission images andattenuation maps for brain PET
岩男悠真 博士研究員
Yuma Iwao, Postdoctoral Researcher

1. Introduction

1. はじめにRecently, positron emission tomography (PET), which
visualizes tau protein or amyloid beta plaque in the brain, is
expected to enable earlier diagnosis of dementia, in particularfor Alzheimer’s disease. Therefore, we are developing a braindedicated, helmet-type PET system based on our novel
hemispherical detector arrangement [1].

近年,アルツハイマー病を始めとする認知症の早期診断において、アミロイドβなどをターゲットとした陽電子放射断層撮像法(PET)が注目されている。そこで、我々は、半球状の検出器配置を特徴とする頭部専用のヘルメット型ＰＥＴの開発に取り組んでいる[1]。

The developed helmet-type PET does not include a CT system
to ensure the system is compact. On the other hand, theattenuation correction, which is essential in the PET image
reconstruction process, requires attenuation factor maps (mumaps). However, in the helmet-type PET, we need to use the
mu-map measured by the other modality (CT or MRI), and weneed to do an accurate alignment of the mu-map and the PET
image. In this study, therefore, we developed an automatedimage fusion algorithm between a PET image with noattenuation correction (referred to as initial-PET) and a mumap. Then, we evaluated the proposed algorithm bycomparing its results with manual alignment results.

コンパクトなヘルメット型ＰＥＴは、CT を持たない PET 単体の構成となっている。一方で、PET 画像の再構成における吸収補正には、撮像時の体内の吸収率分布を表す
減弱係数マップ（μマップ）が必要である。ヘルメット型
PET では、別途撮像した CT 画像などから生成したμマップを用いる必要があるが、被験者の姿勢や位置が異なる
ため、μマップと PET 画像との位置合わせが必要となる。
そこで、本研究では、μマップに対して、吸収補正無しで再構成された PET 画像（Initial-PET）の自動位置合わせを行う手法を開発した。

Figure 1 Alignment results: (a) Before and after alignment slice of volunteer data and (b) ZNCC value of 3 volunteers

2. Methods

2. 方法

In the process of an initial-PET and a mu-map alignment, thehead can be considered to have a rigid structure. Then,alignment parameters are reduced to 3 shift values of the x, y,z directions and 3 other rotation values in each axis. In the
proposed method, a mu-map is translated using these 6

Initial PET とμマップとの位置合わせに際し、頭部は剛体とみなせるため、求める位置合わせパラメータは、x,y,z方向の平行移動と、それぞれの軸に対する回転量の計 6つとなる。提案手法では、それぞれのパラメータで座標変

23

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

Nelder-Mead 法[3]による最適化計算を行った。

parameters, and the similarity with the PET image is calculatedby the normalized mutual information (NMI) [2]. Then thealignment parameters with the highest NMI value are obtained.
At first we change each parameter in the possible range todetect the highest NMI value in each parameter, and we use
this value as an initial value of optimization, then theparameters is optimized by the Nelder-Mead algorithm[3].

3. 結果と考察

3. Results and discussion

換したμマップと、PET 画像との重なり具合を正規化相互情報量（Normalized Mutual Information ： NMI） [2]で評価し、この NMI が最も高くなるパラメータを導出する。具体的には、各パラメータが取りうる値の範囲で最も NMI の値が大きくなる値を初期値として設定し、この初期値をもとに

We evaluated the developed alignment method using 3 data
sets obtained in a healthy volunteer study of the helmet-type
PET. In the volunteer study, we use fludeoxyglucose (FDG)
tracers which are used in cancer diagnosis. First, wereconstructed a PET image without attenuation correction and
we used it as the initial-PET, then we aligned it with the mumap obtained using a commercial PET-CT system. We
calculated the alignment parameters of initial-PET and mumap using the developed method. Furthermore, to evaluate
the alignment accuracy, a radiologist performed the manualalignment for each data set. Then, we compared the Zeromeans Normalized Cross-Correlation (ZNCC) of the mu-maps
aligned by the developed method and by the manual operation.

ヘルメット PET による 3 名の健常者ボランティア FDG
試験データを用いて、開発した手法の評価を行った。初
めに Initial PET として吸収補正無しで再構成したデータを作成し、市販の PET-CT 一体型装置によって取得したμマップとの位置合わせを行った。結果の評価のため、放射線技師の協力のもと、マニュアルによる位置合わせを行った。自動位置合わせされたμマップと、マニュアルにより位置合わせされたμマップとの類似性をゼロ平均正規化相互相関量によって定量的に評価した。
結果の 1 例の位置合わせ前後の画像と、ゼロ平均正規化相互相関量の一覧を Figure1 に示す。Figure1(a)よ類似性を示している(Figure1 (b))。

Figure 1 shows one set of example images before and after
the alignment and summary of ZNCC values. In Figure 1 (a),there were big position gaps in the initial-PET and the mu-map
before the alignment. On the other hand, after alignment, 2
images were well overlapped. In the comparison of the manualalignment, the ZNCC value was higher than or equal to 0.95,
showing very high similarity (Figure 1 (b)).

４. まとめ4. Conclusions

り、初期状態で大きなずれがあった Initial PET とμマップに対し、位置合わせ処理後は適切に重なっていることがわかる。マニュアル位置合わせの結果との比較について
も、ゼロ平均正規化相互情報量 0.95 以上と非常に高い

We developed the automated mu-map alignment method forthe helmet-type PET. We applied the method to the dataobtained in a volunteer study, and we showed its goodalignment performance. In the future work, we will test the PET
tracer for the amyloid beta or tau protein, and we will increase
the robustness of the proposed method.

ヘルメット PET における吸収補正のためのμマップ自動
位置合わせ手法の開発を行った。今後は、アミロイドβやタウタンパク用の標識薬剤によって撮像された PET データ
について、提案手法が有効に働くかを検討し、ロバスト性の向上を図る。

Acknowledgements
Collaborators

Grants

Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda, Fumihiko Nishikido, andTaiga Yamaya (NIRS-QST)
ATOX Co., Ltd.
JSPS KAKENHI 17K18376.

References
[1]

[2]
[3]

H. Tashima, T. Yamaya, “Proposed helmet PET geometries with add-on detectors for high sensitivity brain imaging,”
Phys. Med. Biol., vol. 61, no. 19, pp. 7205–7220, 2016.
P. Viola, W. M. Wells III, “Alignment by Maximization of Mutual Information,” Int. J. Comput. Vis., vol. 24, no. 2, pp.
137–154, 1997.
J. A. Nelder, R. Mead, “A Simplex Method for Function Minimization,” Comput. J., vol. 7, no. 4, pp. 308–313, 1965.

24

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

ヘルメット型 PET 装置における TOF 情報の有用性
Feasibility of a helmet-type PET with TOF information
田久創大 研究員
Sodai Takyu, Researcher

1. Introduction

１．はじめにThere is a strong demand for a high-performance andaffordable brain-dedicated PET scanner to enable early
diagnosis of dementia. Therefore, we are developing acompact and high-sensitivity brain-dedicated PET scanner
helmet-type PET, which consists of a hemispherically arranged
detector unit and an add-on detector unit [1]. We havedeveloped the prototypes of the helmet-chin PET and thehelmet-neck PET, having the respective add-on detector at achin position [2] and at a neck position [3], using the 4-layered
depth-of-interaction (DOI) detector (with 2.8×2.8×7.5 mm3
sized Zr-doped GSO (GSOZ) scintillators and a 64-ch PMT,
R10551-00-M64), which can identify the three-dimensional
interaction positions of gamma rays, and we showed theprototype has good imaging performance.

PET による認知症早期診断において、高性能かつ低コストの実用的な頭部用 PET 装置が求められている。そこ
で我々は、半球状に配置した検出器ユニットと追加検出器ユニットからなる、頭部専用の小型・高感度のヘルメッ
ト型 PET 装置を開発している [1]。これまでに、ガンマ線の相互作用位置を三次元的に特定できる 4 層 DOI(depth of interaction) 検出器 （2.8×2.8×7.5 mm3
GSOZ シンチレータ+ 64 ch マルチアノード光電子増倍管,
R10551-00-M64）を用いて、追加検出器をあごの位置に配置した Helmet-Chin PET 装置 [2]及び後頭部に配置した Helmet-Neck PET 装置 [3]の試作を行い、優れた性能が得られることを示している。

る TOF 情報の有用性を検討した。

On the other hand, PET scanners using time-of-flight (TOF)
information are being commercialized due to the recent
emergence of photo sensors with excellent timing performance[4]. The TOF information is defined as the difference indetection time (flight time) of a pair of annihilation gamma rays.
The TOF-PET scanner is able to obtain an image with a better
SN ratio by using the TOF information to identify the position
where the annihilation gamma rays are generated, comparedwith conventional PET scanners. However, the image quality
improvement effect by TOF information is known to be small
for small measurement objects. Therefore, in this report, weinvestigate the feasibility of a helmet-type PET with TOF
information.

２．シミュレーションによる画質評価

2. Imaging simulation

一方で、近年では優れた時間応答特性を持つ受光素子の出現を受け、TOF(time-of-flight)情報を利用した
PET 装置の実用化が進んでいる [4]。TOF 情報とは、一対の消滅ガンマ線の検出時刻（飛行時間）差の情報である。TOF-PET では、この TOF 情報を利用して消滅ガンマ線の発生位置を特定することで、従来の PET 装置と比
較して SN 比の良い画像を得ることができる。しかし、その効果は、小さい測定対象に対しては少ないことが知られている。そこで本研究では、ヘルメット型 PET 装置に対すAs a TOF-PET detector, we considered using a MPPC (multipixel photon counter) TOF PET module (C13500-4075LC-12)[5]. The configuration based on this module was comparedwith that of the current prototype by Monte Carlo simulation.
This module has a 12×12 array of 4.1 mm sized lutetium finesilicate (LFS) scintillators which is coupled to a 12×12 array of
MPPCs in a one-to-one manner. Although this module cannot
obtain DOI information, it is able to achieve a 280 ps (FWHM)
coincidence resolving time (CRT) according to the catalog
specifications when using a 20-mm scintillator crystal length.

TOF-PET 検出器として、MPPC (multi-pixel photon
counter) TOF PET module (C13500-4075LC-12) [5]をベースにした装置構成と現在の試作機の構成をモンテ
カルロシミュレーションにより比較した。本モジュールは、
12 x 12 にアレイ化された 4.1 mm 角の LFS (lutetium finesilicate) が MPPC と一対一結合されており、DOI 情報は取得できないが、標準品の 20 mm 厚さの LFS にて半値
幅 280 ps CRT (coincidence resolving time) の高い時間分解能（カタログ値）を有する。

At first, the helmet-neck TOF-PET with a 20-mm crystal length25

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research(TOF 20 mm) was modeled as the helmet-type TOF PET in
GEANT4, and the performance results were compared withthose of the current helmet-neck PET prototype (non-TOF,
DOI). Table 1 summarizes simulation parameters. We
simulated the contrast phantom shown in Fig. 1 a) and weevaluated a trade-off between the coefficient of variation(COV) and the contrast recovery coefficient (CRC) for theregion-of-interest (ROI) for the sphere of each diameter. Fig. 1b) shows image quality evaluation results for the 10-mm
sphere. In the case of TOF 20 mm, the image quality
improvement effect by using TOF information was canceled
due to the parallax error by non-DOI information. Therefore,
we shortened the crystal length to 10 mm (TOF 10 mm), which
can reduce the parallax error, and that crystal size gave thebest image quality. In summary, we found the image quality of
TOF 10 mm was the best among the spheres of all six
diameters in the contrast phantom, compared with TOF 20mm
and non-TOF, DOI.

まず LFS 厚さを 20 mm とした場合のヘルメット TOFPET (TOF 20 mm)を GEANT4 にてモデル化し、試作機(non-TOF, DOI)と画質を比較するシミュレーションを行った。Table 1 はシミュレーションに用いたパラメータの表である。コントラストファントムの再構成画像において、ノイズ
変動係数 (COV)とコントラスト回復係数 (CRC)の関係を
各放射能球で比較した。再構成画像の例を Fig. 1 a)に、10 mm 放射能球における CRC 対 COV の関係のグラフをFig. 1 b)に示す。Fig. 1 b) において TOF 20 mm では、TOF 情報による画質改善効果が non-DOI による分解能低下によって打ち消される傾向がみられた。そこで、nonDOI による分解能低下を抑制するために LFS 厚みを分解能低下が少ない 10 mm (TOF 10 mm) にしたところ、最良の CRC 対 COV の関係が得られた。すべての大きさの放射能球において、同様の傾向を確認した。

Table 1

Parameters of the simulated geometries

Crystal size [mm3]Scintillator

Array

DOI

TOF

No. of detectors

TOF 10 mm

4.1 x 4.1 x 10

LFS

12 x 12 x 1

No

280 ps48

TOF 20 mm
non-TOF, DOI

4.1 x 4.1 x 20

LFS

12 x 12 x 1

No

280 ps48

2.8 x 2.8 x 7.5

GSOZ

16 x 16 x 4

4

No

54

Figure 1

An example reconstructed image of the contrast phantom for TOF 10mm (a) and image quality evaluation
result obtained through the simulation for the 10-mm sphere (b).

３. Detector performance

３．検出器性能評価
シミュレーション結果に基づき、10 mm 厚さの LFS を用

Based on the simulation results, we developed a one-pair

いた TOF 検出器を 1 ペア試作(Fig. 2 a))し、基本性能をprototype of the MPPC TOF PET module with a 10-mm crystal
length (Fig. 2 a)) and we evaluated its basic performance [6].

測定した [6]。まず、エネルギーの異なる線源（ 22Na、

For energy correction, a relationship between gamma ray

137

Cs、 54Mn、 133Ba）を用いてガンマ線のエネルギー情報

energy and the ADC channel was investigated using pointと ADC チャンネルの関係性を求め、エネルギー校正を行

sources with different energies (22Na, 137Cs, 54Mn and 133Ba).

った。校正後に算出した 511 keV ガンマ線におけるエネ

The averaged energy resolution at 511 keV after the energy

ルギー分解能は、全結晶の平均で 11.7 ± 0.7 %であっcorrection was 11.7 ± 0.7 %. Next, timing spectrum for each26

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

た。次に、22Na 線源を中心に配置して 10 分間の同時計

channel was obtained from the coincidence measurement data

数測定を行い、個々のチャンネルでのタイミングスペクト

for 10 minutes in which a 22Na point source was placed at thecenter. The averaged CRT value at the range of the

ルを取得した。光電ピークに設定したエネルギーウインドウ

photoelectric peak was 250.8 ± 8.4 ps (FWHM) (Fig. 2 b)).

における CRT は、全結晶の平均で半値幅 250.8 ± 8.4
ps であった(Fig. 2 b))。

Figure 2

A photo of the experimental setup (a) and the 2D-distribution of CRT values (b).

4. Conclusion

４．まとめ
MPPC TOF PET module を用いたヘルメット型 TOF-

We confirmed the feasibility of a helmet-type PET with TOF

PET 装置を検討した。シミュレーションによる試作機とのinformation. In the simulation, the helmet-neck TOF-PET with

画質比較を行い、LFS の厚みを 10 mm とした検出器がa 10-mm LFS length showed better imaging quality than the

良いことを確認した。その構成の試作検出器を評価し、current helmet-neck PET prototype. A 250 ps CRT value was

250 ps CRT の時間分解能を得た。これらの結果から、ヘobtained for the prototype module with a 10-mm LFS length.

ルメット型 TOF-PET 装置の有用性が明らかになった。

Acknowledgements
Collaborators
GrantsEiji Yoshida, Hideaki Tashima, Abdella Ahmed, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
ATOX Co., Ltd.
JSPS KAKENHI 17K18378

References
[1]

[4]

H. Tashima, T. Yamaya, “Proposed helmet PET geometries with add-on detectors for high sensitivity brain imaging,”
Phys. Med. Biol., Vol. 61, No. 19, pp. 7205-7220, 2016.
H. Tashima, et al., “Development of the helmet-chin PET prototype,” IEEE NSS and MIC Conf. Rec., M3CP-97, doi:
10.1109/NSSMIC.2015.7582022, 2015.
H. Tashima, et al., “Development of the helmet-neck PET prototype for high sensitivity brain imaging,” ECR 2017, B0798, doi:10.1594/ecr2017/B-0798, 2017.
S. Vandenberghe, et al., “Recent developments in time-of-flight PET,” EJNMMI Physics, vol. 3, no.3, pp. 1-30, 2016.

[5]

http://www.hamamatsu.com/jp/en/community/mppc/4411.html.

[6]

S. Takyu, “Time resolution of MPPC module for PET,” 2016 Report on PET Imaging Physics Research, pp. 66-67, 2017.

[7]

A. Abdella, et al., “Investigation of the optimal detector arrangement for the helmet-chin PET – A simulation study,”,
Nucl. Instr. Meth. Phys. Res. A, 858 (2017) 96-100.

[2]
[3]

27

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

MRI 同時撮像のための全身用楕円 PET インサートの検討
A prototype oval PET insert for MRI systems targeted forbody imaging
エムディ シャハダト ホサイン アクラム 博士研究員
Md Shahadat Hossain Akram, Postdoctoral Researcher
１．はじめに

1. Introduction

陽電子放出断層撮影法(PET)と磁気共鳴画像法(MRI)

Simultaneous positron emission tomography (PET) andの同時イメージングは神経、腫瘍、心臓分野での診断に

magnetic resonance imaging (MRI) systems have shown

おいて相補的な効果を示すことがわかってきている

complementary benefits of diagnostic imaging, especially, in[1-3]。PET では放射性薬剤(トレーサ)を用いて、病気ごthe fields of neurology, oncology and cardiology [1-3]. PETとに異なる様子を示す代謝機能を中心に画像化を行う。

uses radioisotope tracers to image the metabolic function

一方で MRI では原子や機能イメージングに優れている。
PET-MRI 同時イメージングはで、一回の測定でそれらの相補的な情報を同時に取得することができ、病気の進行の研究において、その理解を向上させる。
しかしながら、6 万台以上の MRI システムが世界中で導related to different diseases. On the other hand, MRI is
superior in anatomic and functional imaging. Simultaneous
PET/MR imaging can provide these complementary data in
one patient set-up to better understand the diseaseprogression. Since its adoption in 2010, only around 70
commercially-available body PET/MRI systems have been

入されている一方で、商用の PET/MRI 装置は研究施設

installed, mostly in research centers [4]; this is in sharp

を中心に約 70 台程度しか導入されていない[4]。その理

contrast to the more-than 60,000 MRI systems that are

由として装置が非常に高価であること、新しい PET/MRI シ

already installed around the world. One of the reasons for this

ステムの導入には余分なスペースや手間が必要になって

scarcity is the extremely high cost of this multimodal system.

くることが挙げられる。現実的な解決策の一つは既に導入

Another reason is that the installation of new PET/MRI

されている MRI システムに挿入することが可能な PET 装

systems requires extra space and logistics. One potential

置(PET インサート)を開発することである。これは MRI 撮像

affordable alternative solution is to develop PET as an insert

においてよく行われる、装置に内蔵されているものとは別

for the already-installed MRI systems – an approach similar toの RF コイルをベッド上に設置して測定する場合と似たアプ

using different RF coils with the patient bed of the MRI

ローチとなる。
我々は過去の研究で、3 テスラの臨床用 MRI 装置へ挿入可能な頭部用 PET インサートシステムの開発を行ってきた[5-6]。本報告では人体、小児のイメージングを目的として、既存の MRI のベッド上に置くことが可能な、楕円形

systems. Previously, we reported on the PET insert for brain
imaging with a 3 Tesla clinical MRI system [5-6]. In this report,
we introduce an oval shape prototype PET insert [7] targeted
for body imaging or pediatric imaging with the existing patient
bed of already-installed MRI systems. The oval shape
matches well with the human body as well as head shapes.

PET インサート装置についての報告を行う。楕円形はヒトWith this shape, the detectors become closer to the imagingの体や頭の形に似ているため、検出器を撮像領域近くに

region, thereby increasing the sensitivity and spatial resolution

配置することが可能であり、PET 装置として高い感度と空in PET.

間分解能を向上させることが可能となる。
２．手法

2. Materials and Methods

楕円形 PET インサートの試作装置は 12 個の RF シー

The prototype oval PET insert was developed using 12 radio

ルドを施された PET 検出器モジュールで構成されている。

frequency (RF) shielded PET detector modules in which 4

そのうちの 8 個は過去の研究で開発された円形の頭部用

modules were implemented as dummies. The other 8 detector

PET インサートで使用したものである[5-6]。その他の 4 個

modules had been previously implemented for a cylindrical

はダミーモジュールでシンチレータや読み出し回路は入っ

brain PET insert [5-6] and were reused here. The oval insert

28

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Researchていない。楕円型 PET インサートは内径が 440 mm(長軸)(Figure 1) had the inner dimensions of major axis 440 mm andと 350 mm(短軸)、外形が 520 mm(長軸)と 430 mm(短minor axis 350 mm; and outer dimensions of major axis of 520軸)となっている(図 1)。評価実験は 3 テスラの臨床用 MRI

mm and minor axis of 430 mm. The insert was tested in a

(Siemens MAGNETOM Verio)を用いて行った。ボア径はclinical 3 Tesla MRI system (Siemens MAGNETOM Verio) of

700 mm、ベッドの位置はボアの底から 160 mm である。

bore diameter 700 mm with patient bed height of 160 mm.

PET 検出器には 4 層 DOI 方式を用いた。シンチレータは 2
mm X 2 mm X 5 mm の LYSO を 6 X 6 X 4 のアレイ状に組み上げており、ブロック全体での体軸方向の長さは 12mm となる。シールドボックスの長さは 225 mm であり、中に光検出器である MPPC アレイと PET 検出器用のフロントエンド回路が含まれている。

Each PET detector module was implemented as a 4-layer
LYSO scintillation DOI detector of axial-extent 12 mm andeach crystal in the detector block had dimensions of 2 mm X 2
mm X 5 mm. The axial-extent of each shield box was 225 mm
and the box contained separate photo-sensors (MPPCs) andPET front-end readout circuit boards.
We performed a uniform phantom study for the MRI feasibility

MRI の基礎特性評価として一様ファントムを用いた測定

test. The phantom used was a 160-mm diameter and 27-mmを行った。ファントムは 160 mm 径で体軸方向の長さがaxially-long cylindrical phantom. The MRI system built-in body

27 mm の円筒形をしている。MRI システムに内蔵されていRF coil was used both as transmitter and receiver. To makeるボディコイルを送受信コイルとして使用した。MRI 装置内

use of the MRI built-in RF coil, we electrically floated [8-9] the臓のコイルを使用するため、PET 用の RF シールドボックス

RF shielded PET modules from the RF ground of the MRIは MRI 装置のグランドから電気的に浮いた状態になっていsystem (Figure 1). As a result, RF field can pass through theる(図 1)。その結果、RF 磁場はシールドされた PET モジュ

narrow gap in between the shielded PET modules (Figure 1).

ールの間を通って内側に入ることが可能となる。図 2 に実The experimental set-up is illustrated in Figure 2(a).

験セットアップを示す。

Figure 1

Schematic drawings showing the concept of the electrically floating RF-penetrable PET insert (a) and the oval

insert (b) inside the MRI system in which the MRI built-in body RF coil was used both as transmitter and receiver.

29

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

3. Results

３．結果
楕円型 PET インサート無し(MRI のみ)と有りの場合の RF

Transverse RF field maps (Figure 2(b)) both without

磁場の一様性を示す。楕円形ファントムの中心スライス(MRI-only) and with the oval insert are given for the 150-mmの直径 150 mm の部分が図示されている。楕円型 PET イ

diameter central plane of the cylindrical phantom. A slight

ンサートを挿入することで、(特に端の領域で)わずかに一decrease in field homogeneity was seen for the oval insert,様性の低下がみられている。

especially near the periphery.

表 1 にスピンエコー法を用いて得られた、異なる 2 つのTable 1 lists the SNR values for the spin-echo transverse

Z 座標面に対する信号雑音比の値を示す。楕円型 PET

images taken at two different positions in the longitudinal

インサートが有る場合、ない場合と比較して 50 %の信号

direction. For the oval insert case, the SNR values were

雑音比の低下がみられた。本実験では MRI 装置内蔵のreduced by about 50% from the MRI-only values. We used the

RF コイルを使用しているため、RF コイルとファントムの間に

MRI built-in body RF coil also as receiver. Because of theあるシールド材の影響で受信感度が低下してしまい信号

shielding materials in between the phantom and the body RF

雑音比も減少したと考えられる[8-9]。実際の MRI イメー

coil, the received sensitivity was low and that lowered the

ジングでは受信感度の高いサーフェイス受信コイルがよくSNR values [8-9]. In practical MR imaging a surface receiver

利用されており、本研究でも将来的にはサーフェイス受信

coil is usually used for better received sensitivity. We expect

コイルを使用する予定である。サーフェイス受信コイルはPET インサートの内側で使用するため受信感度の低下が起こらず信号雑音比が改善すると考えられる。

Figure 2that using the receiver coil inside the PET insert would
improve SNR values and we will investigate this in our future
study.

The experimental set-up of oval insert inside the MRI system (a) and results of RF transmitted field and SNR (b).

４．考察とまとめ4. Discussion and conclusion

臨床用 MRI 装置を用いて評価を行った結果、12 個のThe oval insert with 12 RF shielded PET detector modules

シールドされた PET 検出器からなる楕円型 PET インサート

was installed inside an existing clinical MRI system andシステムが PET/MRI としての適合性があることを示すこと

showed compatibility as a PET insert. A study on PETができた。しかし、今回の評価では PET 装置としての評価

performance is yet to be done. Presently, the system includes

は行っておらず、加えて 4 個の検出器はダミー検出器で4 dummy modules to complete the full ring. In the future, we

30

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Researchあったため、今後の研究では全てを PET 検出器とし PETplan to develop a full-ring geometry with all the PET detector

装置としての評価も行っていくことを予定している。また、

modules and conduct the PET study. We also plan to extend

現在の体軸方向の視野はわずか 12mm と短く、ファントム

the PET axial FOV (which is now only 12 mm). This extension

や実際の人を測定するためには十分ではないため、今後

is needed to perform phantom and patient studies.

は視野の拡張も行っていく予定である。

Acknowledgements
Collaborators
GrantsTakayuki Obata, Fumihiko Nishikido, Genki Hirumi, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Craig S. Levin (Department of Radiology, Stanford University School of Medicine, USA)JSPS KAKENHI 17K18377

References
[1]

[2]
[3]
[4]
[5]
[6]
[7]
[8]
[9]

A. Drzezga, M. Souvatzoglou, M. Eiber, First clinical experience with integrated whole-Body PET/MR: comparison to
PET/CT in patients with oncologic diagnoses, J. Nucl. Med. 53 (2012) 845–855. doi: 10.2967/jnumed.111.098608
C. Catana, A. Drzezga, W.D. Heiss, et al., PET/MRI for neurologic applications, J. Nucl. Med. 53 (2012) 1916 – 1925.
doi: 10.2967/jnumed.112.105346
R. LaForest, P.K. Woodard, R.J. Gropler, Cardiovascular PET/MRI: challenges and opportunities, Nucl. Cardiol. 34(2016) 25 – 35. doi: 10.1016/j.ccl.2015.08.002
C. Spick, K. Herrmann, J. Czernin, 18F-FDG PET/CT and PET/MRI perform equally well in cancer: evidence fromstudies on more than 2,300 patients, J. Nucl. Med. 57 (2016) 1–11. doi:10.2967/jnumed.115.158808
F. Nishikido, M. Fujiwara, H. Tashima, et al., Development of a full-ring “add-on PET” prototype: A head coil with
DOI-PET detectors for integrated PET/MRI, Nucl. Instr. Meth. Phy. Res. A 863 (2017) 55–61.
M.S.H Akram, T. Obata, M. Suga, et al., MRI compatibility study of an integrated PET/RF-coil prototype system at 3 T,
Jour Magn Reson, 283 (2017) 62–70.
M.S.H. Akram, C.S. Levin, T. Obata, et al., Study on a prototype oval body PET insert for a 3T MRI system,
Conference record, IEEE NSS-MIC 2017, M-03-037.
P. Olcott, E. Kim, K. Hong, et al., Prototype positron emission tomography insert with electro-optical signaltransmission for simultaneous operation with MRI, Phys. Med. Biol. 60 (2015) 3459–478.
M.S.H. Akram, C.S. Levin, T. Obata, et al., Experimental study for efficient RF-penetration through electrically-floating
PET insert for MRI systems, ISMRM 2017.

Research achievements in 2017[1] M.S.H Akram, T. Obata, M. Suga, et al., MRI compatibility study of an integrated PET/RF-coil prototype system at 3 T,
Jour Magn Reson, 283 (2017) 62–70.
[2] The ISMRM Summa Cum Laude Merit Award, Development and performance evaluation of the second prototype of a
RF-coil integrated PET insert for existing 3T MRI systems, ISMRM 2017, USA.

31

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

OpenPET 技術の未来展開：in-beam PET 研究と DOI 検出器開発
In-beam PET study of RI beams and detector development
モハマディ アクラム 研究員
Akram Mohammadi, Researcher
1. Introduction

１．はじめに粒子線治療において、効果的に治療を行うためには患

Range verification of incident ion beams in a patient body is

者体内でのイオンビームの飛程確認が重要である。まimportant for effective treatment in ion therapy. PET is

た、PET は核破砕反応で生成される陽電子放出核の分

expected to enable visualization of the distribution of positron

布を可視化できると期待されている[1,2]。そこで我々は、

emitters produced through fragmentation reactions [1-2].

depth-of-interaction (DOI) 検出器を用いることで実現

Therefore, we are developing a dedicated PET system
OpenPET, which is being realized by the use of depth-of-

可能になった特化型 PET システム、OpenPET の開発を

interaction (DOI) detectors. In this study, we report our

進めている。本研究では、OpenPET システムのインビーム

progress in the in-beam application and detector improvement

応用と検出器性能向上の進捗を報告する。

of the OpenPET system.

インビーム PET に残された課題の一つは、PET のピー

One of the remaining issues in in-beam PET is the difference

ク位置と線量のピーク位置が異なるため、PET 画像の解

between a PET peak position and a dose peak position, which

釈が困難であることである[2,3]。我々は、この問題を解決

is preventing straight forward understanding of PET images [2-するために、ビームの停止位置を直接可視化することが3]. For this problem, our solution is the use of a radioactive ion

可能な radioactive ion (RI) ビームを使う[4]。これまで(RI) beam, which enables direct visualization of the beamに、OpenPET を使った 10C、11C、及び 15O イオンの RI ビー

stopping position [4]. We have shown feasibility of this idea

ムのインビーム PET 研究により、このアイデアの実現可能

through an in-beam PET study for 10C, 11C and 15O ion性を示してきた[5,6]。しかしながら、ビームの停止位置とradioactive beams using the OpenPET system [5, 6]. However,

線量のピーク位置には、小さな差異があることが観測されa small difference between the beam stopping position and theた。2017 年、我々はこの差異の潜在的な原因の解析を

dose peak was observed. In 2017, we analyzed potential
reasons for this difference. The DOI detector itself was also行った。また、DOI 検出器自体についても、time-of-flight

improved by adding capability of time-of-flight (TOF).

（TOF）計測の機能を加えることで性能向上を行った。

2. In-beam PET study of RI beams

２．RI ビームによるインビーム PET 研究
HIMAC において、エネルギー312 MeV/u の 15O ビーム

A PMMA phantom was irradiated by a 15O beam with theを PMMA ファントムに照射し、OpenPET で PET 画像を取

energy of 312 MeV/u in the HIMAC, and the PET images wereobtained by the OpenPET [7]. The experimental setup for in-

得した [7] 。インビーム PET イメージングと線量計測の実

beam PET imaging and dose profile measurement are shown験セットアップを図 1 に示す。線量プロファイルは水ファン

for both ion beams in Figure 1. The dose profile was measured

トム中のクロスモニタを用いて測定した。

using a cross monitor in a water phantom.

PET 画像中で計測された放射能を各深さの断面内でPlanar integrated activity distributions were derived by

積算することで、面内積分放射能分布を求め、測定した

integrating the measured activity from PET images over a

PMMA 等価の相対線量と比較した結果を Figure 2 に示

transverse plane at various depths, and they were comparedす。約 2 ㎜の差異がビーム停止位置と線量ピークの間でwith the measured relative dose in an equivalent PMMA in
Figure 2. A difference of around 2 mm was observed between

観測された。

the beam stopping position and the dose peak.

次に、RI ビームのエネルギーの広がりの影響を解析しNext, we analyzed the effect of energy spread of RI beams.

32

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

た。汎用モンテカルロ粒子輸送シミュレーションコードであWe used the particle and heavy ion transport code system

る particle and heavy ion transport code system (PHITS)(PHITS), which is a general-purpose Monte Carlo particle
transport simulation code [8]. We simulated a 15O beam of 200

を 使 用 し た [8] 。 様 々 な 半 値 幅 （ full width at half

MeV/u with a Gaussian energy distribution of various fullmaximum: FWHM）ΔE のガウス分布に従ったエネルギー

widths at half maximum (fwhm, ΔE). The differences betweenの広がりを持つ 200 MeV/u の 15O ビームをシミュレーショ

the Bragg peak position and beam stopping position is shown

ンした。ブラッグピーク位置とビーム停止位置の差異を

in Figure 3. The results showed that the difference was zero

Figure 3 に示す。その結果から、単一エネルギーのビー

for the mono-energy beam and it was increased by increasing

ムではその差異がゼロであるが、エネルギーの広がりが大the energy spread.

きくなるほどその差異も大きくなることが示された。

In this work, we observed an increase of differences between
the Bragg peak position and the position of the maximum

本研究では、イオンビームのエネルギーが広がると、ブpositron-emitting fragments when the energy of the ion beam

ラッグピーク位置と陽電子放出核破砕片が最大になる位

was broadened, although the differences were almost zero for

置の差異が増大することを確認した。一方で、理想的なthe ideal mono-energy beam. In the next step of this research,

単一エネルギーのビームの場合にはその際はほぼゼロで

we will focus on developing a conversion algorithm from theある。本研究の次のステップとして、実際のエネルギー分

PET peak position to the Bragg peak position for a radioactive

布を持つ RI ペンシルビームにおいて、PET のピーク位置を

ion pencil beam with practical energy spread.

ブラッグピーク位置に変換するアルゴリズムの開発を行う予定である。

Figure 1. Dose measurement in a water phantom by a cross monitor (a) and experimental setup for in-beam PET imaging
by the OpenPET (b) and for a 15O beam.

Normalized value (a.u.)

1

1.87 mm

15

O (312 MeV/u)

0.8

PET (measured)
Dose (measured)

0.6
0.4
0.2
0

0

5
10
Depth in PMMA phantom (cm)15

Figure 2. Comparison of relative measured dose in equivalent PMMA with planar integrated activity distribution from PET
image in an irradiated PMMA with a 15O beam of 312 MeV/u.

33

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

DBPs (mm)815

O (200 MeV/u)
Gaussian; fwhm (ΔE)=0, 2, 4, 8, 10, 15, 20,
25 and 50 MeV/u

6
4
2
0

0

10

30

20

40

50

60

∆ E (MeV/u)

Figure 3. The differences between the Bragg peak and beam stopping position (DBPs) in mm for a 15O beam of 200 MeV/uwith various ΔE (fwhm).

3. DOI-TOF detector development

３．DOI-TOF 検出器の開発
TOF 情報は、信号対雑音比を大幅に改善し、PET の画

TOF information can greatly enhance PET image quality due

質を大きく高めることが可能である。さらに、DOI 情報は

to significant improvement of the signal to noise ratio.

PET 画像の空間分解能を向上させる。したがって、TOF とMoreover, DOI information increases spatial resolution of PET

DOI の情報は、PET 画像の画質と均一性を大幅に高める

images. Therefore, TOF and DOI information can significantly

ことができる [9] 。

enhance quality and uniformity of PET images [9].

様々な形式の DOI 検出器が PET 用として提案されてSeveral types of DOI detectors have been proposed using

おり、モノリシックシンチレータを用いたものや、小さい結晶

monolithic scintillators or segmented scintillator arrays

素子からなる分割されたシンチレータ配列を用いたものがcomposed of small crystal elements for PET detectors [10-14].

ある[10-14]。我々は近年、セグメント化された結晶棒をWe用いた両端読み出し型検出器を開発した[15]。セグメント

segmented crystal bars [15]. Conventional fabrication of化された結晶棒の製作は、従来複雑な結晶切り出しや組

segmented crystal bars needs complicated crystal cutting andみ立てのステップが必要であったが、我々は効率的かつassembly steps; however, we obtained the segmented bars by

正 確 な 製 作 が 可 能 な subsurface lager engraving

using the subsurface laser engraving (SSLE) technique which(SSLE)技術[16]を用いることで、セグメント化された結晶

provides efficient and precise fabrication [16]. We identified 13

棒を作り出すことが可能となった。我々はこれまでに、13

DOI segments by two-sided readout of the multi pixelated

層 の DOI セ グメ ント の 識 別が multi pixelated photon

photon counter (MPPC). In 2017, we added TOF capability tocounter (MPPC)の二面読み出しにより可能であることを示

the DOI detector.

した。2017 年は、この DOI 検出器に TOF 計測の機能を

recentlydevelopedadual-ended

detector

using

Scintillation crystal bars (3×3×20 mm3) of lutetium fine silicate

追加した。

(LFS) were segmented in the height direction using the SSLE

Lutetium fine silicate (LFS)のシンチレーション結晶棒

technique. The crystal bars were segmented into two or four3

（3×3×20 mm ）を高さ方向に SSLE 技術によりセグメン

DOI segments with an equal height. We used the MPPC array

ト化した。結晶棒は 2 つ、または 4 つの DOI セグメントに等

module which was a part of a Hamamatsu TOF-PET module,

分割した。また、浜松ホトニクス社製 TOF-PET モジュー

C13500-4075LC-12. The MPPCs were TSV (through silicon

ル C13500-4075LC-12 の一部である MPPC 配列モジvia) type with an effective area of 4×4 mm2 and 0.075 mm pitch

ュールを使用した。MPPC は through silicon via (TSV)タsub pixels.

2

イプで、有感領域が 4×4 mm 、サブピクセルのピッチはCoincidence resolving time (CRT) of each crystal bar with

0.075 mm である。

different numbers of DOI segments was measured using the

Figure 4 に示す実験セットアップで、DOI セグメント数のexperimental setup in figure 4. The lateral and top surfaces of

異 な る 結 晶 棒 の 同 時 計 数 時 間 分 解 能 （ coincidence

the LFS crystals were wrapped in mirror reflectors and theresolving time: CRT）を測定した。LFS 結晶の側面と上面

bases were optically coupled to one channel of the MPPC

は鏡面反射材によって覆われており、底面は MPPC モジ

module at the middle of the array. A crystal bar of LFS without

34

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

ュールの配列の中央部の 1 つのチャンネルに光学的に接DOI segment (3×3×20 mm3) was coupled to another MPPC

続されている。DOI セグメント化なしの LFS 結晶棒 (3×3module, and it was used as a reference detector.

3

×20 mm ) をもう一つの MPPC モジュールに接続し、リフ

The CRT for each segment of the detectors with two and fourァレンス検出器として用いた。

DOI segments are shown in figure 5. The top segment was the

2 分割と 4 分割の DOI セグメントの検出器の各セグメン

first DOI segment and the base segment, which was coupled

トの CRT を Figure 5 に示す。Top セグメントは第 1 層のto the MPPC, was the last segment. The top segment showed

DOI セグメントで、MPPC に接続されている base セグメント

the highest value of the CRT and the segment coupled to theは最後のセグメントである。Top セグメントが最も大きな

MPPC showed the minimum CRT. In other words, the CRT of

CRT の値を示し、MPPC に接続されているセグメントが最

the base segment was improved 10% compared with the top

小の CRT を示した。つまり、base セグメントの CRT は、top

segment. We expect the timing resolution of the single-readout

セグメントと比較して 10%向上した。このセグメント化された

detector composed of a segmented crystal bar will be improved

結晶棒の一面読み出し検出器の時間分解能は、両面読by changing it to a dual-ended detector.

み出し検出器とすることで向上すると期待できる。

MPPC module 1

Reference
crystal22Na

5.5 cm

5.5 cmMPPC module 2
DesiredcrystalFigure 4. Experimental setup for CRT measurement for each DOI segment of the crystal bar.

2 DOI

300

4 DOI

CRT (ps)

225

1
2
3
4

150
75
0

1

2

3

4

DOI segment number (from top)

Figure 5. CRT for each DOI segment of detectors with two and four DOI segments. The 2nd DOI segment of the crystal
with two DOI segments and the 4th segment of the crystal with four DOI segments were coupled to the MPPC.

Acknowledgements
Collaborators

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

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

A. Brahme, Acta Oncol., 42, pp 123-136, 2003.
T. Inaniwa et al., Phys Med Biol., 50, pp 1131-1145, 2005.
W. Enghardt et al., Nucl Instrum Methods Phys Res A, 525, pp 284-288, 2004.
Y. Iseki et al., Phys Med Biol., 49, pp 3179-3195, 2004.
Y. Nakajima et al., Conf Rec IEEE NSS-MIC 2013 M07-2, 2013.

35

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research[6] A. Mohammadi et al., Nucl Instrum Methods Phys Res A, 849, pp 76-82, 2017[7] E. Yoshida et al., Conf Rec IEEE NSS-MIC 2015 M4CP-314, 2015.
[8] T. Sato et al., Nucl Sci Technol, 50, pp 913-923, 2013.
[9] V. C. Spanoudaki et al., Phys Med Biol., 56, pp 735-56, 2011.
[10] S. Yamamoto, H. Ishibashi, IEEE Trans Nucl Sci.,45, pp 1078-1082, 1998.
[11] R. S. Miyaoka et al., IEEE Trans Nucl Sci., 45, pp 1069-1073, 1998.
[12] T. Tsuda T et al., IEEE Trans Nucl Sci.,5, pp2537-2542, 2004.
[13] Y. Yang et al., IEEE Trans Nucl Sci., 56, pp 2594-9, 2009.
[14] D. R. Schaart et al., Phys. Med. Biol., 54, pp 3501-12, 2009.
[15] A. Mohammadi et al., Phys. Med. Biol., in press https://doi.org/10.1088/1361-6560/aa9d03.
[16] T. Moriya et al., IEEE Trans Nucl Sci., 61, pp 1032-38, 2014.

Research achievements in 2017
[1]

[2]

Akram Mohammadi, Naoko Inadama, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Keiji Shimizu and Taiga Yamaya “Improvementof crystal identification performance for a four-layer DOI detector composed of crystals segmented by laser processing”,
Nuclear Inst. and Methods in Physics Research, A 866 (2017) 29–35.
Akram Mohammadi, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Munetaka Nitta, Keiji Shimizu, Toshiaki Sakai and Taiga Yamaya“Development of a dual-ended readout detector with segmented crystal bars made using subsurface laser engraving
technique”, Phys. Med. Biol., in press https://doi.org/10.1088/1361-6560/aa9d03

36

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

ウサギ脳における生体内洗い出し効果の解明：
11
C 照射と 15O 照射を比較する in-beam PET 実験
Washout effect in rabbit brain:
in-beam PET measurements using 11C and 15O ion beams
寅松千枝 主任研究員
Chie Toramatsu, Senior Researcher
１．はじめに

1. Introduction

粒 子 線 治 療 に お い て 、 PET(Positron Emission
Tomography)イメージングを応用した非侵襲な生体内線
量測定の実現が期待されている。具体的には、入射ビー
ムと体内の原子核との核破砕反応により、11C や 15O 等のポジトロン核種が生じるが、これを PET で検出することにより線量分布の検証が可能になる。しかし、粒子線によるエ
ネルギー付与とポジトロン核種生成の物理過程が異なる
ため、両者の分布は完全には一致しない。よって一般的には、モンテカルロシミュレーション(MC)により推定されたポジトロン核種分布を参照画像として、線量検証が行われている。しかし、正確な MC モデルの構築には生体内における RI の生物学的洗い出し効果(biological washout)の補正が必須である。そこで我々は、11C ビームや 15O ビームをウサギの脳に照射し、高い検出感度を有する
OpenPET 試作機を用いて washout 速度を測定する研究を行ってきた。今回は、データの量と質を高めた実験を行
い、washout の機序の解明に向けた検討を行ったので報告する。

Positron emission tomography (PET) can be applied for in-situ

biological washout.

２．方法

2. Methods

本実験ではHIMACの二次ビームラインで生成した 11C、Oビームをウサギの脳に照射した。測定には、臨床サイズのOpenPET試作機を利用したが、実験期間の途中で、4号機から5号機へのバージョンアップが行われている。4号機は2リング式OpenPETであり、開放空間(90 mmのギャップ)を含めた広い範囲を撮影することが可能である[1]。5号機は１リング式OpenPETであり、視野をターゲットに集中させ、高い感度を実現できる。11Cビームと15Oビー
ムは、それぞれを別の個体に照射し、4号機により２羽ず
つ、5号機により更に1羽ずつ、合計6羽のデータを取得した。深麻酔下にて照射後、11Cビーム照射の場合は42分
間測定、15Oビーム照射の場合には20分間測定を行い、その後、麻酔薬静注により屠殺した。そして再度同様の照射実験を行うことで、生存時と死亡時の洗い出し効果を測定した。取得したリストモードデータは30秒ずつ
フレーム分けし、OSEM法（ordered subset expectation

Radionuclide beams of 11C and 15O were generated as
secondary beams in the Heavy Ion Medical Accelerator in
Chiba (HIMAC). And these two radionuclide beams were used
to irradiate the rabbit brain. The biological washout rate for a
total of 6 rabbits (3 for 11C irradiation and 3 for 15O irradiation)
was measured by our OpenPET prototypes. During this seriesof experiments, the OpenPET system was upgraded from the
4th prototype to the 5th prototype. The OpenPET 4th prototype
consisted of dual detector rings, each 660 mm in diameter, andhad a wide axial field of view (FOV) including the 90-mm gap
between the two rings [1]. The OpenPET 5th prototype has asingle detector ring, which enables high efficiency
measurement [2]. The data of 3 rabbits for each irradiation (11C
and 15O) were acquired by the 4th prototype (2 rabbits for eachbeam) and the 5th prototype (1 rabbit for each beam).
Irradiation and measurement (42 min for 11C irradiation and 20
min for 15O irradiation) were performed under two conditions,
live and dead. The acquired data were divided into frames withnoninvasive confirmation of particle beam delivery. During ion
beam irradiation, positron (𝛽𝛽+) emitters, such as 11C and 15O,
are produced by nuclear fragmentation, and they can beimaged by PET. The 𝛽𝛽+-activity spatial distribution, however,does not directly match the dose distribution due to thedifferent physical processes underlying 𝛽𝛽+-emitter productionand energy deposition. Therefore, the verification is usually
carried out by comparing observed PET images with predicted

images calculated by Monte Carlo (MC) simulations. To
establish an accurate MC model, correction of the biologicalwashout effect in a living body is necessary. For this purpose,
we measured the biological washout rate of implanted 11C and15

O beams to rabbit brains. We employed our OpenPET

prototypes, which allow detection of 𝛽𝛽+-emitters with good

statistics. In FY2017, we have confirmed the reproducibility
and quality of our data and discussed the mechanism of15

37

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Researchmaximization method）により画像再構成を行った。再構
成画像上のターゲット位置にVOI(Volume of Interest)を置
き、そのVOI中の放射線強度の減衰曲線を求めた。そして
multi component model [3]を仮定することでwashout速度を導出した。

30 s duration. For each frame, the ordered subset expectation
maximization method (OSEM) algorithm was applied. The
volumes of interest (VOIs) were selected based on the hot
region, and time activity curves (TACs) for one set ofmeasurements were generated. Then we applied the multiple
component model [3] to derive the washout rate.

３．結果

3. Results

Figure.1(a)および(b)に、OpenPET4 号機にて測定された 11C ビームおよび 15O ビーム照射後のポジトロン核種の分布を示す。また、Figure.1(c)および(d)に、それぞれの照射実験で得られた 3 羽ずつのデータの減衰曲線を示す。生存時（麻酔時）と死亡時の比較で、ターゲット中におけるポジトロン核種の分布や VOI 中の放射線強度の変化に優位な差が確認され、洗い出し効果が測定できたことがわかる。また、減衰曲線の傾きは個体や装置によらず一致する結果であった。Multi component model による解析の結果を Table.1 に示す。11C の washout の中間速度成分と遅い速度成分の生物学的崩壊係数は、それぞれ0.30±0.1 min-1、0.004±0.001 min-1 であった。これは１対のシンチレーションカメラによるウサギの washout 測定の 結 果 [3] や 、 小 動 物 用 OpenPET に よ る マ ウ ス のwashout 測定実験の結果[4]と一致する。また、 15O のwashout の中間速度成分と遅い速度成分の生物学的崩
壊 係 数 は そ れ ぞ れ 0.72 ± 0.006 min-1 、0.024±0.002min-1 であった。

Figures 1 (a) and (b) show 2-dimensional spatial distributionsin the rabbit brain measured by the OpenPET 4th prototype.
Due to the washout effect, the intensity of the hot region in thelive scan was significantly lower than that of the dead scan.
TACs of each irradiation data set of 11C and 15O with fit curves
measured by the OpenPET 4th and 5th prototypes are shown in
Figures 1 (c) and (d). Due to the washout effect, VOI values
rapidly decreased for the live scan compared with those of thedead scan. The TACs of the VOI could be well fitted to themultiple exponential functions (fast, medium and slow) for the11

C irradiation. The observed biological decay constants are

summarized in Table 1. Washout rates of the medium and slow
components were 0.30±0.10 min-1 and 0.004±0.001 min-1,
respectively. These values were consistent with the results ofprevious rat and rabbit studies [3,4]. The observed medium
and slow biological decay constants of the 15O beam were0.72± 0.006 min-1 and 0.024 ± 0.002 min-1.

４．考察と結論

４．Discussion and Conclusion

本照射実験により、ウサギの脳における 15O 照射したの場合の washout 速度には、11C 照射した場合よりも早い成分があることが確認された。15O で標識した H2O15 を用いた脳血流速度測定の報告によると、げっ歯類の脳血流は 0.3～1.4 ml min-1 g-1 の範囲である[5,6,7]。また、酸素の分配係数は 0.73 程度[7]である事から、その脳血流速度は 0.3～1.9 min-1 程度であると考えられる。これは、
本実験で得られた 15O の washout の中間速度成分と一致する値である。また、今回、視野の広い OpenPET4 号機によりウサギの全身画像を得たが、15O ビームを照射した後、血液体積の高い領域にポジトロン核種の分布が集中しているのが観察された。これらの結果は、入射 15O ビームは体内で H2O15 の化学系となり、血液循環に組み込
まれて washout される事を示唆している。

This report represented the first study on the difference of
washout rates in 11C and 15O beams in the rabbit brain. The
observed biological washout of the 15O irradiation was fasterthan that of the 11C irradiation. The cerebral blood flow (CBF)
values in rabbits, which was measured by dynamic PET with
15

O-labeled water [5-7], ranged from 0.3 to 1.4 ml min-1 g-1.

Because the partition coefficient was found to be 0.73 [7], thevalue that was the efflux to the blood was estimated to range
from 0.3 to 1.9 min-1. This value is equivalent to medium
biological washout rate of the 15O irradiation. Furthermore, theobserved 𝛽𝛽+-emitter distribution in the whole body of the rabbit

was concentrated in the regions that had high blood volume.

These results suggested that implanted 15O ions formed H2O15,
and they were washed out by blood flows.
In summary, we have provided important data to investigate

適切な washout モデルの構築は PET イメージング法による粒子線治療の線量検証を実用化する上で重要である。本実験により、washout 機序の解明に有用なデータが得られた。

the biological washout mechanism. These results should help
to establish an accurate washout correction model.

38

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 1. Summed sagittal images acquired by the whole-body OpenPET prototype fused with CT images for rabbit brain.
Live and dead rabbit images of the11C irradiation (a) and the 15O irradiation (b) are shown. TACs of the 11C irradiation (c)and the 15O irradiation (d) with fitting results obtained using the multiple component model are also shown.
Table 1.

Observed biological decay constant of the 11C beam and the 15O beam.

Beam

Biological Decay Constant (min-1 )11C

𝜆𝜆𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏(𝐶𝐶𝐶𝐶)

𝜆𝜆𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏(𝐶𝐶𝐶𝐶)

0.30±0.02

0.004±0.001

15O

0.72±0.006

0.024±0.002

Acknowledgements
Collaborators

Eiji Yoshida, Yoko Ikoma, Hidekazu Wakizaka, Akram Mohammadi, Munetaka Nitta, Yuma Iwao, Go
Akamatsu, Genki Hirumi, Soudai Takyu, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Atsushi Kitagawa, Taiga
Yamaya (NIRS-QST)

References
[1]

[2]
[3]
[4]
[5]

[6]

[7]

Yamaya T et al 2011 Development of a small prototype for a proof-of-concept of OpenPET imaging Phys. Med. Biol.
56 1123–1137
Yoshida E et al 2015 Development of a whole-body single-ring OpenPET for in-beam particle therapy imaging, in:Proceedings of the IEEE NSS-MIC 2015 M4CP-314, San Diego, USA
Mizuno, H., et al 2003 Washout measurement of radioisotope implanted by radioactive beams in the rabbit. Phys.
Med. Biol. 482269-81
Hirano Y, Kinouchi S, Ikoma Y, Yoshida E, Wakizaka H, Ito H and Yamaya T 2013 Compartmental analysis of washout
effect in rat brain: in-beam OpenPET measurement using a 11C beam. Phys. Med. Biol. 8 8281
Yee SH, Jerabek PA and Fox PT 2005 Non-invasive quantification of cerebral blood flow for rats by microPET imaging
of 15O labelled water: the application of a cardiac time-activity curve for the tracer arterial input function Nucl. Med.
Commun. 26 903–911
Weber B, Spath N, Wyss M, Wild D, Burger C, Stanley R and Buck A 2003 Quantitative cerebral bold flow
measurements in the rat using a beta-prove and H215O J. Cereb. Blood Flow Metab. 23 1455–1460
Ose T, et al 2012 Quantification of regional cerebral blood flow in rats using an arteriovenous shunt and micro-PET
Nucl. Med. Biol. 39 730–741

39

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

結晶底面への反射材挿入による PET 検出器の性能改善
Improved PET detector by coupling reflectors
on the bottom of a crystal block
稲玉直子 主幹研究員
Naoko Inadama, Principal Researcher
1. Introduction

１．はじめに微小なシンチレータ位置を大きな光電子増倍管

In a PET detector composed of large photomultiplier tubes(PMT)の信号から推定するテクニックとして、Figure 1(a)(PMTs), there is a general technique to determine theに示すように、アクリル板などをライトガイドとして結晶ブロックの底面に結合して、シンチレーション光を複数の PMTに行き渡らせる方法が広く使われている。しかし、ライトガ
イドはシンチレーション光を減衰させてしまう。本研究でscintillation crystal element of radiation detection that consistsof coupling a transparent plate such as an acrylic plate under
the scintillation crystal block as a light guide to promote
scintillation light spread to neighboring PMTs (Figure 1(a)).
The light guide plates, however, tend to cause a decrease ofは、ライトガイドを用いずに、PET 検出器の位置弁別性能

light output. We proposed to have light spread not in the light

を高める独自の方法を提案する。具体的には、Figure

guide plate but inside the crystal block by removing reflectors

1(b)に示すように、結晶間の反射材を取り除いた結晶ブロ

from between scintillation crystals and putting additional

ックの底面に部分的に反射材（水平反射材と呼ぶ）を貼り、結晶ブロック内で光を広げる。

Figure 1

reflectors on part of the crystal block bottom (Figure 1(b)). We
call the bottom reflectors parallel reflectors because they areset parallel to PMT surfaces.

(a) Conventional detector structure with a light guide. (b) Proposed detector structure with parallel reflector
insertion.

2. Methods

２．手法
検出器を試作して水平反射材の効果を検証した。具
体 的 に は 、 Figure2(a) に 示 す よ う に 、

dual-photocathode PMT (R1548, 浜松ホトニクス社製)
を 2 つ並べて、2.45 × 5.00 × 15.00 mm の LGSO 結晶（日立化成製）を 9 × 10 に配列した結晶ブロックを結合した。結晶の 表面状態は 化学研磨であ る。反射材にはMultilayer polymer mirrors（住友 3M、反射率 98％、厚さ 0.067 mm）を用いた。Figure 2(b)に示す結晶・PMTの位置関係が示すとおり、適切なライトガイドがないと位置弁別は難しい。具体的には、隣の結晶（端の結晶）との識
別に最も光広がりを必要とする端から 2 番目の結晶では、
x, y 方向それぞれ 7 mm, 18 mm 以上の光広がりが必要

We prepared a PET detector to measure the effect of theparallel reflectors. In the detector, a 2 × 2 PMT array wasformedwith

twodual-photocathode

PMTs(R1548,

Hamamatsu Photonics K.K.) as shown in Figure 2(a). The
crystal block was composed of a 9 × 10 array of 2.45 × 5.00 ×
15.00 mm LGSO crystals with chemical etched surface(Hitachi Chemical Co., Ltd.). The reflectors used were
multilayer

polymermirrors (Sumitomo 3M,

Ltd.,

98%

reflectivity, 0.065 mm thickness).Figure 2(b) shows thelocation of each crystal on the PMTs. It suggests that the lightfrom the second outer crystals needed to spread at distancesof 7 mm and 18 mm in the x and y directions, respectively,

40

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Researchとなる。また、結晶ブロックの端部と中央部の大部分で

which would be difficult without an appropriate light guide.

は、各結晶の底面の約半分が PMT の有感エリアから外Figure 2(b) also shows that central and outer crystals locatedれている。y 方向では、PMT の境目が結晶の境目と一致

half out of the PMT useful area. And in the y direction, theしている。そして、137Cs 点線源からの 662 keV のγ線をboundary of the center elements was located on the PMT一様照射し、2 × 2 の PMT 信号の重心演算によって得られる 2D position histogram の比較より、水平反射材の結晶識別能を評価した。2D position histogram 内にあらわれる各結晶に対応する response に重なりがなければ、検出器は結晶サイズの位置分解能を有することとな

boundary. We irradiated 662 keV gamma-rays from 137Cs point
sources and obtained 2D position histograms by using thecenter of gravity calculation with the four PMT signals.
Crystals can be identified in case corresponding responses in
the 2D position histogram are not overlapped.

る。

3. Results

３．結果
水平反射材で結晶の底を覆い過ぎると光量が減少す

Because covering too much of the crystal block bottom with

るため、まず結晶間物質（空気や光学グリース）の工夫で

parallel reflectors will reduce light output, we first chose air or

結晶ブロック内の光広がりを調節し、広がりが足りない部
分に水平反射材を挿入した。Figure 3(a), 3(b)に水平反
射材挿入有無の 2D position histogram 比較を示す。
Figure 3(a)では、中央の response の間隔が広くなり、そoptical grease between crystal boundaries appropriately andthen inserted parallel reflectors to get further light spread.
Figures 3(a) and 3(b) show the histograms without and withparallel reflectors. In Figure 3(a), we saw a large distance
between center responses in the y direction, which causedの分他の response が重なり合っているが、Figure 3(b)overlap of other responses. The distance was caused by theではそれが改善され、response が分離し結晶識別が可location of the center crystal boundary which was just on the

能になることがわかる。

PMT boundary. Parallel reflectors decreased the distanceenough to get response separation (Figure 3(b)).

以上の結果より、水平反射材はシンチレーション光の広がりを促し既存のライトガイドと同等な効果をもたらすことがわかった。

Figure 2(a) Dimensions of the PMT.

These results proved that the parallel reflectors were effective
enough to replace for a light guide.

Figure 3 2D position histograms (a) without and (b) with parallel(b) Location of crystals on the PMT.

reflectors.

41

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

検出器内散乱事象が PET 画像へ与える影響
Effect of the inter-crystal scattering on PET images
新田宗孝 研究員
Munetaka Nitta, Researcher
1. Introduction

１．はじめに
我々は、サブミリ分解能 PET の実現に向けて、等方位We have developed the PET detector named X’tal cube to

置分解能を有する PET 検出器「X’tal cube」を開発してきachieve isotropic sub-millimeter spatial resolution [1-4]. The

た[1]-[4]。X’tal cube は、LYSO シンチレータブロックと受X’tal cube is composed of a LYSO scintillator block and multi

光素子 multi pixel photon counter(MPPC、浜松ホトニク

pixel photon counter (MPPC, Hamamatsu Photonics K.K.) asス)アレイから構成され、シンチレータブロックの 6 面すべ

the photo detector. Six MPPC arrays are optically coupled onてに MPPC アレイを光学結合している（Figure 1）。シンチ
レータブロック内部には、浜松ホトニクスのレーザー加工技術により、光学的不連続面からなる立方体状のセグメントを生成した[5]。γ線検出位置は、全 MPPC 信号から3 次元の Anger 計算を行うことで、3 次元位置ヒストグラ
ム上にプロットされる（Figure 1 (右））。我々はこれまで

six surfaces of the scintillator block (Figure 1). Segmentationof the LYSO scintillator block was done by the laser engraving
technique of Hamamatsu Photonics K.K. [5].

All MPPC

signals are used for the Anger-type calculation which isplotted onto the 3D position histogram as the detection
position of the gamma-rays (Figure 1 right). We previously
succeeded in developing the finest position resolution X’talに、縦横深さともに 0.77mm ピッチで 17x17x17 にセグメ

cube which was segmented into the 17 x 17 x 17 array of

ント化された世界最高分解能の X’tal cube の開発に成功

segments with the size of (0.77 mm)3 [4].

している[4]。

On the other hand, inter-crystal scattering (ICS) events must

その一方で、高位置分解能の検出器の能力を最大限

be considered to bring out the maximum performance of theに活かすためには、結晶内散乱（inter crystal scattering,high spatial resolution PET detector [6-8]. The ICS events

ICS）事象を考慮する必要がある[6]-[8]。ICS 事象は、複

produce scintillation light at multiple crystal segments. The

数のセグメントでシンチレーション光を発生させ、Anger 計

results of the Anger type calculation of the ICS events lead to

算によるγ線検出位置に誤差を与える（Figure 2）。そこ

incorrect information for the gamma-ray interaction position

で、本報告では、モンテカルロシミュレーションにより X’tal
cube 検出器を用いた PET 装置を模擬し、ICS 事象が再構
成画像にどのように影響を与えるかを調べた。

Scintillator block(Figure 2). In this report, we simulated PET measurementswith the X’tal cube and investigated the effect of the ICS
events on reconstructed images.

X’tal cube

3D position histogram

MPPC
Segment

Segment
response+
MPPC

Scintillator block

Figure 1 Photo of the LYSO scintillator block and MPPC (left), illustration of the X’tal cube (center) and the 3D
position histogram obtained by the Anger calculation (right).

42

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

(a)

(b)

Detector

Photo
absorption

true
detection
segment

Photoabsorption

Annihilation
radiatione+Line ofresponse(LOR)

scattering

Annihilation
radiatione+

Photoabsorption

Figure 2

False
detection
segment
False
LOR

Photo
absorption

Schematic illustration the ICS events providing incorrect information for the interaction position.

2. 方法

2. Method

Geant4 により、(0.77mm)3 の LYSO シンチレータセグメ

We simulated the X’tal cube with the segment array of 17 x 17

ントを 17x17x17 に配列した X’tal cube 検出器をシミュレ

x 17 whose crystal size is (0.77 mm)3 with Geant4. We tracedーションした。今回はγ線のみをトレースし、シンチレーショ
ン光はモデル化していない。そのため、ICS 事象の検出位

only gamma ray interactions and did not model the scintillation
light. Therefore, the interaction position of the gamma ray wasdetermined by using the center of mass of energy deposited in

置は、各セグメント位置に付与されたγ線のエネルギーを

the segment. Figure 3 shows schematic illustrations of the

重み付けした重心点とした。Figure 3 に示したように、10

simulation geometry. We simulated the PET device composed

個の検出器からなる直径 50mm の 3 リング PET 装置を

of 3 rings, each with a diameter of 50 mm. The gap of each

模擬した。リング間のギャップは 3.0 mm である。そして、直ring was 3.0 mm. Then a water phantom with the diameter of

径 15 mm、高さ 10 mm の円筒形水ファントムの中心部に、球状のホットスポット（直径 0.8 mm～1.8 mm）を置い15 mm and thickness of 10 mm was set at the center of the
PET. A sphere hot spot with diameter of 0.8 mm -1.6 mm
positron source was placed at the center of the water

た。バックグラウンド（BG）源として、一様に陽電子をファン

phantom. We set background (BG) source outside of the hot

トム内に分布させ、ホットスポットと BG 源の単位体積当た

spot in the water phantom. The ratio of the density of

りの粒子数が 5：1 となるように、1x108 個の陽電子を発生

generated particles of the hot spot to BG was 5 : 1. Weさせた。規格化用のリファレンス測定として、一様線源のgenerated 1 x 108 particles. We also set a uniform distribution

みでもデータを取得した。そして、ICS 事象を除去した場

of sources in the phantom as the reference. We reconstructed

合としてない場合の 2 パターンで画像再構成を行った。画
像 再 構 成 と し て 、 リ スト モ ード OSEM （ Ordered Subset
Expectation Maximization）法を用いた。その際、voxel 数

images from the acquired data both with and without the ICS
events.

Theorderedsubsetexpectation

maximization(OSEM) algorithm was used for the reconstruction. The
number of voxels was 115 x 115 x 117. Voxel size was 0.385

115x115x117、voxel サイズを(0.385 mm)3 とした。まmm x 0.385 mm x 0.385 mm. The number of subsets was 8

た、サブセット数は８、反復回数は 10 とした。コントラスト回and the number of iterations was 10 for the reconstruction.

復係数（contrast recovery coefficient, CRC）を(1)式のThe contrast recovery coefficient (CRC) was defined as

ように定義した。ここで、Ps はホットスポットのピーク値、MBG
は一様分布線源の再構成画像中心直径 3.0mm 内の領域の平均値、rs は設定した信号対 BG 源の線源密度の比（rs=５）である。理想的には、CRC は１となる。

equation (1). Ps is peak value of the hot spot, MBG is meanvalue inside the region of the circle with diameter of 3.0 mm at
the center of the uniform distribution source and rs is the ratio
of density of generated particles of the hot spot to thebackground ratio (rs = 5). Ideally, the value of CRC is 1.

𝑃𝑃

𝐶𝐶𝑅𝑅𝑅𝑅 = (𝑀𝑀 𝑠𝑠 − 1)/(𝑟𝑟𝑠𝑠 − 1)
𝐵𝐵𝐵𝐵

43

(1)

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

3. Results

3. 結果
Figure 4 に、直径 0.8、1.0、1.2、1.4、1.6mm のホット

Figures 4 show reconstructed images with and without the

スポットに対し、ICS 事象の除去前後の再構成画像を示

ICS events for the hot spot with sizes of 0.8, 1.0, 1.2, 1.4 and1.6 mm. Each image was a slice in which there was a hot

す。それぞれホットスポットが分布するスライス画像が描

spot. We summarized the CRC values and that is plotted in

かれている。Figure 5 に、それぞれの再構成画像の CRC

Figure 5. The CRC values were improved about two times

値をまとめた。 いずれの線源径の場合でも ICS 事象の除

after eliminating the ICS events for each signal source. The

去により、CRC が 2 倍程度改善されていることが分かる。

CRC value of the hot spot with the diameter of 1.6 mm

ホットスポット径が 1.6mm の場合、CRC が 1 以上になってexceeded 1 because of deviation of the Ps.

いるのは、Ps 値のバラつきのためである。

(b)

(c)

X’tal cube

X’tal cube

50 mm

(a)

Water
phantom

10 mm

15 mm
3 mm

Figure 3 (a) Over view of the simulation setup. (b) Frontal view of the setup. Diameters of the PET rings and the phantom
were 50 mm and 15 mm respectively. (c) Side view of the PET ring. The gap between the rings was 3 mm.

Diameter of hot spot

0.8 mm

1.0 mm

1.2 mm

1.4 mm

1.6 mmWith ICS

Without ICS

Figure 4 Reconstructed images of the water phantom with and without the ICS events. Hot spot diameters of 0.8 mm, 1.0mm, 1.2 mm, 1.4 mm and 1.6 mm were placed in the phantom with the diameter of 15 mm. The signal to BG ratio was 5:1.

44

CRC

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

1.2with ICS

1

without ICS

0.8
0.6
0.4
0.2
0
0.8

1.0

1.2

1.4

1.6

Diameter of hot spot [mm]Figure 5 Constant recovery coefficients of the images with and without the ICS events for the hot spots with diameters of
0.8 mm – 1.6 mm.

4. Discussion and conclusions

4.考察とまとめ部分容積効果のため、ICS 事象を全て除去したとしても、線源径が小さい場合、CRC が１にはならない。しかし、ICS 事象は線源強度を過小評価させることが示された。
サブミリ等方位置分解能を有する X’tal cube を模擬した PET 装置で、ICS 事象の再構成画像への影響をシミュ
レーションした。ICS 事象を除去することで、PET 再構成画
像のコントラストを 2 倍程度向上させることが可能であることが分かった。今後は、X’tal cube の ICS 事象を除去する手法を開発する予定である。

The CRC value of 1 was not obtained even if we eliminated all
ICS events for the small hot spot due to the partial volume
effect. However, we found that the ICS events provided
underestimation of the signal value of the hot spot.
In summary, we simulated the effect of ICS events onreconstructed images with PET measurements using the X’tal
cube with the position resolution of sub-millimeter level. The
simulation results indicated that elimination of the ICS events
improved the contrast of the reconstructed image two-fold.
Next, we are going to develop the method to eliminate the ICS
events.

Acknowledgements
Collaborators

Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya (NIRS-QST)

References
[1]

[2]
[3]
[4]
[5]
[6]

[7]
[8]

Y. Yazaki, et al., “Development of the X’tal Cube: A 3D position-sensitive radiation detector with all-surface MPPC
readout,” IEEE Trans. Nucl. Sci., 59(2), 462-468, 2012.
T. Yamaya, et al., “A SiPM-based isotropic-3D PET detector X’tal cube with a three-dimensional array of 1 mm3
crystals,” Phys. Med. Biol., 56, 6793-6807, 2011.
Y. Hirano, et al., “Potential for reducing the numbers of SiPM readout surfaces of laser-processed X’tal cube PET
detectors”, Phys. Med. Biol., 58, 1361–1374, 2013.
M. Nitta et al., “From (0.8mm)3 to (0.77mm)3: Improved X'tal Cube PET detector for better crystal identification” IEEE
Nuclear Science Symposium Conference Record, M4CP-22, 2015.
T. Moriya, K. Fukumitsu, T. Yamashita, M. Watanabe, “Fabrication of Finely Pitched LYSO Arrays Using Subsurface
Laser Engraving Technique with Picosecond and Nanosecond Pulse Lasers” IEEE TNS, 61(2), 1032-1038, 2014.
Sang-June Park, W. L. Rogers and Neal H. Clinthorne, “Effect of Inter-Crystal Compton Scatter on Efficiency andImage Noise in Small Animal PET Module”, IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record, 4, 2272 –
2277, 2003.
J. R. Stickel and S. R. Cherry “High-resolution PET detector design: modelling components of intrinsic spatial
resolution”, Phys. Med. Biol. 50, 179–195, 2005.
N. Ghazanfari, M.R. Ay, N. Zeraatkar, S. Sarkar, and G. Loudos, “Quantitative Assessment of the Influence of Crystal
Material and Size on the Inter Crystal Scattering and Penetration Effect in Pixilated Dual Head Small Animal PET
Scanner”, International Federation for Medical and Biological Engineering, Proceedings 35, 712-715, 201145

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

有機フォトダイオード検出器を用いた重粒子線ビームの計測
Organic photodiode detector for heavy ion beam
錦戸文彦 研究員
Fumihiko Nishikido, Researcher
１．はじめに

1. Introduction

近年、有機材料を用いたデバイスの開発が非常に盛

Recently, many groups have been developing organic devices

んになってきている。例えば有機 EL、有機太陽電池、有such as photodiodes, electroluminescence cells, photovoltaic

機トランジスタや様々なイメージングデバイスなどが研究・

cells, and transistors as various imaging devices. These

商用化されている。これらの有機デバイスは、非常に薄く

organic devices have some advantages compared with other

軽量な素子が作成可能であること、形状の可変性が高く

devices: for example, they are thinner, more flexible and less

大面積化できること、インクジェットプリンタを用いた微細かつ複雑な加工も可能である等の特徴を持っている。有機デバイスの一つである有機フォトダイオードは、基本的な振る舞いは通常のフォトダイオードと同様であり、放射線検出器としての利用が可能であると考えられる。もし、放射線検出器として十分な性能が得られれば、前述の特expensive and they are printable. If they can be used inradiation measurements, it is expected that many innovative
radiation detectors can be fabricated due to their favorable
characteristics. Especially, organic photodiodes (OPDs) work
like conventional Si semiconductor photodiodes. Therefore,
radiation

detectors

using

the

OPDs

for

radiationmeasurements have been researched for some years.

徴を生かし様々な新しい放射線検出器の実現が可能となる。そのため、最近では放射線検出器としての有機フォ

We are testing the feasibility of making measurements with

トダイオードの研究が進められている。

the OPD detectors for heavy high energy ion beam irradiationin order to apply the OPD detector as a dosimeter in the

我々のグループでは、重粒子線がん治療における線量

carbon therapy. There are some reports about radiation

計測への応用を目的として、有機フォトダイオードを用い

measurements with the OPD detector for low energy α-rays

た高エネルギー重粒子線計測法の研究を進めている。

and X-rays [1]. We have also developed an x-ray detector

有機フォトダイオードを用いた放射線計測は、X 線やα線

which consisted of a plastic scintillator and an OPD workingなどの低エネルギー放射線に対する研究は先行例があas a photo detector [1][2]. On the other hand, direct

り、我々も有機フォトダイオードとプラスチックシンチレータを用いた X 線用のシンチレーション検出器の開発を行っmeasurements of heavy ions in the high energy region havenot been investigated in detail.

てきた[1][2]。一方で、世界的に見ても、高エネルギー領

Currently, we are testing OPD detectors using the 290 MeV/n域の重粒子線を有機フォトダイオードで直接測定した報carbon ion beam which is typically used in carbon ion therapy.

告はほとんど無い。そこで本研究では、有機フォトダイオー

In this report, we describe the details of an evaluation

ドの重粒子線に対する基礎特性評価を行った。

experiment and its results.

2．手法

2. Material and methods

評価実験に使用した有機フォトダイオードを Figure 1(a)A photograph of the OPD is shown in Figure 1 (a). The OPDに 示 す 。 有 機 フ ォ ト ダ イ オ ー ド の 各 層 の 厚 さ は IZO

detector consisted of layers of IZO (100 nm)/ PEDOT: PSS(100nm)/ PEDOT: PSS (30 nm) / PCBM: P3HT (200(30 nm) / PCBM: P3HT (200 nm) / Al (70 nm). The size of thenm) / Al (70 nm)となっている。有感領域は 6 mm × 4

sensing surface areas for the evaluated detectors was 8 mm ×

mm となっている。ベースには重粒子線入射による発光の4 mm. The OPDs were fabricated by spin coating on 10 mm ×

影響を除去するために黒色の ABS 樹脂(10 mm × 10mm)を用い、その上にスピンコート法を用いて有機層フォト

10 mm black ABS boards. The fabrication was done 3 days
before an experiment.

46

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

ダイオードを直接作成した。評価実験では、有機フォトダ

In the evaluation experiment, the OPD detectors were placed

イオードは Figure 1(b)のようにアルミ製のシールドボックス

in aluminum boxes for shielding as shown in Figure 1 (b). Theに入れ測定を行った。電極と読み出し線の接続には銀ペ

Al and IZO electrodes were connected to readout wires with

ーストを用いた。また、今回の実験では有機フォトダイオー

silver

ドに電圧を掛けなかった。

measurements.

(a)Figure 1No

bias

voltagewasapplied

in

any

(b)

(a) A photograph of the organic photodiode. (b) The experimental setup for the OPD detector.

実験は、放医研の重粒子線がん治療装置 HIMAC の物
理コース(PH2)を用いて、重粒子線を有機フォトダイオードに直接入射させ、0.1 秒ごとに出力電荷を測定した。有機フォトダイオードの前には、入射粒子数の校正用に電離箱を設置した。重粒子線は、エネルギー290MeV/n、ビーム
強度は 108 particle per second (pps)となるように調整した。ビームサイズは、有感領域全体に重粒子線が当たる
ように、直径約 1cm とした。ブラッグカーブの測定でのみ、アクリルブロックを電離箱と有機フォトダイオードの間に設置し、アクリルブロックの厚さを変えることで入射粒子のエネルギーを変化させた(Figure 2 左)。

Figure 2

paste.

The measurements were performed in the PH2 course of
HIMAC at NIRS (Figure 2 right). The OPDs were irradiated by
the 12C beam that passed through an ionization chamber tonormalize the number of irradiated particles. The energy of
the 12C beam was 290 MeV/u. The intensity of the carbon
beam was 108 particles per second (pps). The diameter of the
12
C beam was 1 cm at the OPD which was larger than thesensitive regions of all the OPD detectors. Finally, induced
charges of the OPD were recorded at 0.1-s intervals. In the
Bragg curve measurement, acryl blocks having various
thicknesses were put between the ionization chamber and the
OPD detector to change incident energy as shown in Figure 2(left).

Photograph of the measurement setup and the OPD in the aluminum shielding box (left) and a schematic ofbeam line setup for evaluation of the OPD detectors (right).

47

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

3. Results

3．結果
Figure 3(a)に、0.1 秒間隔で得られた電離箱(上)と有Figure 3(a) shows collected charges in the ionization chamber

機フォトダイオード(左)からの出力電荷量を示す。電離箱(top) and the 8 mm × 4 mm OPD (bottom) obtained duringで得られた信号と同じく、有機フォトダイオードでも、HIMAC

each 0.1 s period. Beam spill structure of the 3.3 s cycle couldからの 3.3 秒周期のビーム構造が得られていることがわか

be clearly observed. The collected charges between each

る。有機フォトダイオードの場合、ビーム off の間にも電荷

beam extraction were due to the dark current of the OPD. Thisが得られているが、これは暗電流の成分である。この結果
結果から、有機フォトダイオードが重粒子線計測用の検出器として十分な性能を持っていることが期待できる。
Figure 3(b)に、有機フォトダイオードのサイズ、ビーム強度を変えて測定したブラッグカーブを示す。縦軸はアクリ
ルの厚さが 0mm の時のデータでノーマライズされている。

result indicates that the OPD detector is useful for heavy ion
beam measurements.
Figure 3(b) shows the Bragg curves measured with the OPDs
and the reference ionization chamber (Cross Monitor). All data
were normalized at 0 mm. Similar Bragg curves wereobserved and Bragg peaks were found for all measurement
conditions. However, compared with the reference ionization

どの条件でも同様の曲線となっている。リファレンス用のchamber, the results of the OPDs were saturated around the

電離箱と比較してピーク付近で大きく出力が下がっておBragg peaks which were in the high LET region. In the tail of

り、加えてフラグメントによるテールの部分の出力は大きく

the Bragg curve for the OPDs, their induced charge wasなっている。この結果から、本素子は LET 依存性を持っoverestimated. This means that the OPD detectors have highているといえる。本測定はバイアス電圧をかけておらず、LED dependence. In the measurements, no bias voltage was

電子・正孔の移動度が非常に低いため、電離密度の高い

applied. Therefore, recombination probability is high due to

ブラッグピーク付近での再結合が非常に高くなることでブthe low velocity of the electrons and holes around the Bragg

ラッグピーク付近での出力が大きく落ちていると考えられ

curve. It is expected that the high LET dependence can beる。そのため、バイアス電圧を掛ける等の対策を行うこと

resolved by applying bias voltage.

で改善されると考えられる。

54mm x 8mm (10^8 pps)
Cross Monitor

4
3
2
1
0
0

(a)
Figure 350
100
PMMA Thickness [mm]

150

(b)

Measurement results. (a) Collected charges in the ionization chamber and OPD during the carbon beamirradiation. (b) Bragg curve measured with the OPD detector and cross monitor.

48

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

4．Conclusion

4．まとめ
本研究では、有機フォトダイオードを用いて重粒子線のWe tested use of OPD detectors for a carbon ion dosimeter

計測を試みた。その結果、290MeV/n の重粒子線由来

and we successfully obtained the signal from the 290 MeV/nの信号を得ることに成功し、HIMAC のビームスピル構造を

carbon beam. Our results indicate that the OPD detector is

再現することができた。このことから有機フォトダイオードがuseful for heavy ion beam measurements. On the other hand,

重粒子線計測用の検出器として十分な性能を持っていることを示唆する。一方でブラッグカーブの測定では高い
LET 依存性を示しており、バイアス電圧をかけて測定する

saturations were observed in the Bragg curve measurements.
In the future, we plan to apply bias voltages to improve theperformance of the OPD detectors.

などの測定法の改良の必要がある。

Acknowledgements
Collaborators
GrantsEiji Takada, Gen Shikida, Mitsuhiro Nogami (National Institute of Technology, Toyama College)
Munetaka Nitta, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
JSPS KAKENHI 16K21637

References
[1]

[2]

E. Takada, A. Takada, A. Inoue et al., “Application of Organic Photodiodes to X-ray Measurements - Feasibility Study.”,J. of Nucl. Sci. and Tech. [Online]. 48 (8), pp. 1140-1145.
F. Nishikido, E. Takada, T. Moritake et al., “X-ray transparent detector for IVR dosimeter using organic photodiodes
combined to plastic scintillators”. MMND International workshop (MMND 2016).

Research publications and awards in 2017
[1]

[2]

F. Nishikido, M. Fujiwara, H. Tashima, A. Hossain, M. Suga, T. Obata, T. Yamaya, “Development of a full-ring "add-on
PET" prototype: A head coil with DOI-PET detectors for integrated PET/MRI”, Nuclear Instruments and Methods inPhysics Research A, (863), 55 - 61, 2017
錦戸文彦, 第 113 回医学物理学会学術大会 CyPos 大会長賞

49

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

細胞の動態観察に向けたマイクロβイメージング装置の開発
Development of a micro imaging system for dynamic
observation of cells蛭海元貴 QST リサーチアシスタント
Genki Hirumi, QST Research Assistant
１．はじめに

1. Introduction

高度な再生医療実現への期待から、iPS 細胞に代表さStudies on cell regulation, for example iPS cells, are attracting

れるような、細胞制御の研究が世界中で注目を集めていworldwide attention in order to realize regenerative medicine.

る。こうした背景から、細胞の特性やメカニズムの解明にTherefore, imaging of single cells is required to elucidate their

向け、細胞のイメージング技術が要求されている。細胞イ

characteristics and mechanisms. Fluorescence microscopy is

メージングでは、蛍光観察がこの用途でよく用いられていcommonly used to realize these purposes, but the tracers that

るが、ここで利用されるトレーサの分子量は比較的大きいため、細胞が薬剤を取り込む様子の直接観察は難しい。
よって、生体細胞とほぼ同じ性質のトレーサを利用可能な
核医学イメージングを、細胞観察に対応させることで、より多様な観察ができるようになると考えた。
観察対象の細胞は、約 10 μm 程度の大きさであり、

are used have large molecular masses and they may not beable to confirm cellular uptake directly. Therefore, as analternative to them, a nuclear medicine imaging technique,which can use tracers having substantially the same
composition as a target biomolecule, is required.
The size of the target cells is about 10 µm. Therefore, PET
systems that have a few mm spatial resolution are not useful

空間分解能がミリ単位の PET 装置では、このイメージング

for this purpose. Autoradiography is a high-resolution nuclear

は難しい。一方で、高解像の核医学イメージング手法としmedicine imaging method. In this method, a distribution ofて、オートラジオグラフィが挙げられる。しかし、オートラジ

radiation sources is transcribed onto an imaging plate (IP) by

オグラフィは、β線などのエネルギーをイメージングプレー

β-rays or γ-rays emitted from radiation sources. After that, theトと呼ばれる感光デバイスへ転写しておき、これを紫外線

IP is irradiated with ultraviolet radiation to excite it, and then

照射などで励起させ、線源分布を画像化するものであ

an image is obtained from the luminescence that wasる。このように、間接的な観察を行う手法であることから、generated. This method does not have a dynamic imaging

オートラジオグラフィの動態観察への適応は困難である。

capability.

以上から、本研究では、放射線との相互作用で発光するシンチレータと、その発光を撮影するイメージングセンサ
による、新しい核医学イメージング手法を提案した。本年度は、CMOS カメラを用いた提案手法のイメージング性能を、実験から評価した。そして、更なる性能向上に向け、シミュレーションによるシンチレータ検討を行った。

２．試作装置The purpose of this study is to develop a nuclear medicine
imaging system consisting of an imaging device and a thin
scintillator for dynamic cell observations. In this report, we
describe the experimental confirmation of the imaging
capability of the proposed method with a CMOS camera. In
addition, we optimize the scintillator for cell imaging by
simulation to improve S/N ratio for clearer imaging.

2. Prototype device

Figure 1 に、試作装置の概要と、その外観を示す。本

Figure 1 has a schematic illustration and a photograph of our

装置は、薄いシンチレータと CMOS カメラで構成されていprototype system. This system consisted of a thin scintillator,

る。観察対象から放出されたβ線が、シンチレータと相互

lenses and a CMOS camera. At first, β -rays from the

作用を起こすことで発生したシンチレーション光を CMOS

observed object interacted in the scintillator. Then scintillation

カメラで撮影することで、線源分布を画像化する。

light was generated in the scintillator. Finally, the scintillation
photons were detected by a CMOS camera.

50

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

シンチレータの厚みにより、発光点の分布が拡がること

In order to prevent broadening of the scintillation position

で分解能や感度が低下するため、薄いシンチレータを用

because of β-ray spreading in the scintillator, thin scintillator isいる方が好ましい。そこで、試作装置のシンチレータとして

better for detecting β-rays. The scintillator of our prototype

は、150 µm 厚の CsI を用いた。このシンチレータ後部に

was a CsI crystal with 150 μm thickness connected to an

は、直径 6 μｍの光ファイバー群が接着されており、シンチレーション光はこれを介して出力される。また、イメージ
ングセンサには、一般的な CMOS センサと比較して低ノイズである科学計測用 sCMOS（Scientific Complementary
MOS）(C11440-22CU, 浜松ホトニクス)を採用した。さらに、カメラレンズには、明るさの優れたハイスピードイメージ

optical fiber array 6 μm in diameter. A scientific CMOS camera(C11440-22CU, HAMAMATSU) with low readout noise wasused to detect scintillation light as the imaging sensor. A
high-speed imaging lens and a conversion lens were used as
imaging lens. Working distance and rate of magnification of
the lenses were adjusted to change the optimum conditions.

ングレンズを採用し、作動距離や倍率を調整したうえで、感度の向上を図った。
Scintillator

β-raysPhotons

Imaging lenses

CMOS sensor

Figure 1 Schematic illustration and photograph of the prototype of the proposed imaging system

３．実験

3. Experiment（１）方法(1) Methods

実験に用いた撮影用サンプルを、Figure 2 に示す。撮Figure 2 shows a photograph and illustration of the sample

影用のサンプル線源には、0.4 mm の均一な厚みの 18F

source for this measurement. The sample object consisted of

薬剤を用いた。このとき、サンプルとシンチレータの接触面は、厚さ 7.5μm のポリイミドフィルムで覆った。そして、カメ

18

F-solution molded with 0.4 mm thick by a chamber. Then,the bottom surface that contacted with the scintillator wascovered with polyimide film of 7.5 μm thickness. Imaging

ラの画素サイズは 6.5 μm 角に設定し、露光時間 10 秒

resolution was adjusted to 6.5 × 6.5 mm2 per pixel. Imagesの画像 6 枚を重ね合わせることで、60 秒間のイメージン

were taken for 60 s.

グを行った。

0.4 mm

3.8 mm18F-solutions

7.5 μm polyimide film

(to protect CsI from denature)

150 μm CsI scintillator
Optical fibers

Figure 2 Photograph and illustration of the imaging sample containing 18F solution in 0.4 mm thick（２）結果(2) Results

細胞へのトレーサ取り込み量について、2×105 個の細As an example of a cell uptake measurement, we assumed胞に対し 250～400 kBq の薬剤を与え、そのうち 0.2～

that cells incubate 0.2-1.0 % of the radiopharmaceuticals of

1.0％が取り込まれるとする。これを基に、本装置によるイ

250 to 400 kBq. For this condition, the required sensitivity was

メージングでは、3.5 Mbq/mL（1 細胞あたり 0.2Bq 程度）

3.5 MBq / mL (0.2 Bq per single cell) for our imaging system.

程度の強度のトレーサを測定可能とする必要がある。

Figure 3 shows the imaging results at the time when theactivity of the 18F-solution was 3.5 MBq / mL. In this image, the51

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 3 に、線源強度が約 3.5 Mbq/mL となった時点のshape of the active area 3.5 MBq / mL surrounded by red line

イメージング結果を示す。図の左側に示した領域におい

was clearly imaged. Figure 4 shows the relationship betweenて、明らかにバックグランドと区別可能な出力が得られた

activity and the average of the image value of the ROI area in

ことがわかる。また、Figure 4 に、線源強度と CMOS セン

Figure 3. From this graph, we saw that sufficient linearity was

サで得られた出力の関係についてまとめる。このグラフか

obtained around 3.5 MBq / mL. These results confirmed thatら、本装置によるイメージングが 3.5Mbq/ml 付近で線形

our system had the required imaging capability.

性を持っており、期待通りの感度を有していたことがわかった。
80

Image Value

70

ROI

50
40
30

3.5 MBq/mL

20
10

3.5 MBq/mL
0

60

0
0

60

1

2

3

4

5

6

7

8

9

10

Activity (MBq/mL)

Figure 3 Imaging results

Figure 4 Relationship between activity and average ofthe image value of the ROI area

4．シンチレータ仕様の検討

4. Simulation for optimizing scintillators

シンチレータの材質と厚みが、イメージングの空間分解

The material and the thickness of the scintillator greatly

能や感度に大きく影響すると考えられる。そこで、より高い

influence the spatial resolution and the sensitivity. In order to

イメージング性能を実現するためには、シンチレータ仕様の検討を行った。
具 体 的 に は 、 CsI と GPS （ Gadolinium pyro silicate:achieve higher imaging capability, we optimized the scintillator
as our next development step.
We evaluated the imaging performance of two scintillators(CsI and GPS) which had different thicknesses by a simulation

Ce:Gd2Si2O7）の 2 種類のシンチレータについて、Geant4 をwith Geant4. GPS scintillator has to be processed as a crystal

用いてシミュレーションを行い、異なる厚さに対する性能

thinner than around 50μm. GPS has both a higher density andの変化を見積もった。GPS とは、CsI と比較して高密度か

a higher light yield than CsI does, and it is not hygroscopic. In

つ高出力で、吸湿性を持たないシンチレータである。まaddition, because GPS can be thinly machined, we expect

た、50μm 程度の厚みの加工実績があり、実用性も十分なものであると考えた。
（１）手法

that it will allow improvement of the spatial resolution of theimages.

(1) Methods

まず、Geant4 上の計算から、シンチレータ内部のβ線

At first, distributions of energy deposition inside the scintillator

によるエネルギー付与分布を作成した。このとき、シンチ

were calculated by Geant4. Then, β-rays were emitted to the

レータには 106 イベントのβ線を照射し、シンチレータ内部

scintillator in 106 events. Deposited energy and the interaction

でエネルギーが付与された位置と、そこでのエネルギー

position were recorded. Next, from the distributions of the

値を記録した。次に、このエネルギー付与の分布を用い

energy deposition, the relative pixel value for measurementsて、実際のイメージングと対応する画像を作成した。シン
チレータの厚みは、レンズの焦点深度に比べて十分に小さい。そのため、エネルギー付与分布を厚み方向へ投影したものが、実際のイメージング結果と対応する。そこで、with our system was calculated. The thickness of thescintillator was much smaller than the focal depth of theimaging lens. Therefore, the projection of the distributions in
the thickness direction corresponds to the actual imaging

52

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

最終的なイメージング結果と対応する結果は、投影像とresults. Expected images were calculated from the projected

シンチレータの光出力比(CsI : GPS = 1 : 1.65)から算出しimage and the ratio of light yield (CsI : GPS = 1 : 1.65). Pixel

た。なお、投影像の解像度は 1 μｍ角に設定した。

size of the projected images were (1 μm) 2.

（２）結果(2) Results

Figure 5 に、CsI と GPS 双方について、厚みごとの空間

Figure 5 shows the spatial resolution of CsI and GPS for each

分解能の変化を示す。半値幅（FWHM）と 10 分の 1 幅

thickness. Full width at half-maximum (FWHM) and full width（FWTM）の双方において、シンチレータ厚が薄くなるに従い、分解能が改善していることがわかる。さらに、Figure 6に、CsI と GPS 双方の厚みごとにカメラで得られると期待さ

at tenth maximum (FWTM) were improved for the scintillator
crystals thinner than 50 μm. Figure 6 shows the relative light
output of both scintillator materials from the simulation. The
output value saturated at 40μm. In this simulation, the relative

れる出力量（光量）を示す。この結果では、どちらのシンチ

light output of GPS was around 2.5 times higher than that of

レータにおいても、40 µm の厚みで光量は飽和していた。

CsI. That Improvement was higher than the specification (i.e.

また、GPS の性能上、少なくとも CsI の 1.65 倍の光量が1.65 times higher than that of CsI). The reason for the

期待されており、シミュレーションでは約 2.5 倍の光量を示

difference was the higher density of GPS than that of CsI.

した。これは、シンチレータの密度の違いから、β線の飛程が抑えられ、単位面積当たりの発光量が増えたためだと考えられる。

Spreading of the beta ray range was suppressed by the higher
density GPS. Then the light output on the unit area wasincreased.

Relative light output (%)

Spatial resolution (μm)

30
25
20

CsI FWHM
CsI FWTM
GPS FWHM
GPS FWTM

15
10
5
0
0

20

40

60

80

100

5．まとめ

GPS

250
200
150

CsI

100
50
0
0

Thickness of scintillator(μm)

Figure 5 Spatial resolution in simulation results

300

20

40

60

80

100

Thickness of scintillator(μm)

Figure 6 Total light output at each thickness of scintillators

5. Conclusions

細胞の動態観察に向けた高解像核医学イメージング

We proposed a β-ray imaging system to obtain functionalを目的とし、薄膜シンチレータと CMOS センサを用いたイメ

images of single cells. In the performance evaluation

ージング装置を開発した。試作装置による実験から、要experiment, the results showed that the prototype system had

求される性能を満たしていたことがわかった。また、S/Nsufficient sensitivity for single cell observation. Simulation

比の向上に向け、シミュレーションによるシンチレータ仕様

results showed that the GPS scintillator had more than 2.5の検討を行い、GPS では現状の 2.5 倍の光量が期待できることがわかった。今後は、北大の金子教授によって開発された薄型 GPS を用いて装置の改良を行い、性能評価
や実際の細胞観察による実証試験を進める。

times higher light output than CsI did. For future tasks, we will
evaluate the new scintillator made by Prof. Kaneko of
Hokkaido University. Also, we want to observe real cells for
performance evaluation.

53

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

Acknowledgements
Collaborators

GrantsFumihiko Nishikido, Hidekatsu Wakizaka, Hideaki Tashima, and Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Hideaki Haneishi (Chiba University)
Takahiro Higuchi (NCVC)
Junichi Kaneko (Hokkaido University)
Genki Hirumi, IEEE NSS-MIC 2017 Trainee Grant ($500)
Genki Hirumi, Chiba University SEEDS Fund (150,000 yen)

References
[1]

[2]
[3]

G. Pratx, K. Chen, C. Sun, et al., “Radioluminescence Microscopy: Measuring the Heterogeneous Uptake ofRadiotracers in Single Living Cells”, PLOS ONE, vol.7, No 10, 2012.
D. Sengupta and G. Pratx, “Single-Characterization of 18F-FLT Uptake with Radioluminescence Microscopy”, theJournal of Nucl. Med., vol.57, No.7, 2016.
J. Haruna, J. Kaneko, M. Higuchi, et al., “Response function measurement of Gd2Si2O7 scintillator for neutrons”, NSS
CR, 2007.

54

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究チーム研究業績 2017（2017 年 1 月 - 2017 年 12 月）
Achievements of Imaging Physics Team in 2017 (Jan. 2017 – Dec. 2017)
1. 研究成果 Resarch achievements
1.1 原著論文 Peer-reviewed articles (11)[1]
Akram Mohammadi, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Taku Inaniwa, Atsushi Kitagawa,
Taiga Yamaya, "Production of an 15O beam using a stable oxygen ion beam for in-beam PET imaging," Nuclear
Instruments and Methods in Physics Research A 849, pp. 76–82, 2017.
[2]
Abdella M. Ahmed, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, " Investigation of the optimal detector
arrangement for the helmet-chin PET – A simulation study," Nuclear Instruments and Methods in Physics
Research A 858, pp. 96–100, 2017.
[3]
Abdella M Ahmed, Hideaki Tashim, Taiga Yamaya, "Simulation study of a D-shape PET scanner for improved
sensitivity and reduced cost in whole-body imaging," Phys. Med. Biol., Vol., 62, pp. 4107-4117, 2017.
[4]
Abdella M Ahmed, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya, “Simulation study
comparing the helmet-chin PET with a cylindrical PET of the same number of detectors,” Phys. Med. Biol., vol.
62, pp. 4541-4550, 2017.
[5]
Akram Mohammadi, Naoko Inadama, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Keiji Shimizu, Taiga Yamaya,"Improvement of crystal identification performance for a four-layer DOI detector composed of crystals
segmented by laser processing," Nuclear Inst. and Methods in Physics Research, A 866, pp. 29–35, 2017.
[6]
F. Nishikido, M. Fujiwara, H. Tashima, M. S. H. Akram, M. Suga, T. Obata, T. Yamaya, "Development of a fullring "add-on PET" prototype: A head coil with DOI-PET detectors for integrated PET/MRI," Nuclear
Instruments and Methods in Physics Research, A 863, pp. 55–61, 2017.
[7]
Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Tetsuya Shinaji, Keiji Shimizu, Hidekatsu Wakizaka, Akram Mohammadi,
Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya, "Development of a whole-body dual ring OpenPET for in-beam PET,"IEEE Transactions on Radiation and Plasma Medical Sciences, Vol. 1, No. 4, pp. 293-300, July 2017.
[8]
A. Koyama,H. Miyoshi, K. Shimazoe, Y. Otaka, M. Nitta, F. Nishikido, T. Yamaya, H. Takahashi, "Radiation
stability of an InGaZnO thin-film transistor in heavy ion radiotherapy," Biomed. Phys. Eng. Express, 3, 045009,
2017.
[9]
Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Mikio Suga, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Kazuyuki Saito,
Taiga Yamaya, “MRI compatibility study of an integrated PET/RF-coil prototype system at 3 T,” Journal ofMagnetic Resonance 283, pp. 62-70, 2017.
[10] T. Inaniwa, H. Tashima, N. Kanematsu, “Optimum size of a calibration phantom for x-ray CT to convert the
Hounsfield units to stopping power ratios in charged particle therapy treatment planning,” Journal of Radiation
Research, pp. 1–9, Oct. 2017.
[11] Abdella M. Ahmed, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, "Investigation of spatial resolution improvement by useof a mouth insert detector in the helmet PET scanner," Radiol. Phys. Technol. (on line first on Oct. 6, 2017).
1.2 査読付プロシーティング Peer-reviewed proceedings (0)1.3 査読なしプロシーティング Proceedings (7)[1]
Hideaki Tashima, Yoshii Yukie, Yuma Iwao, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Hiroyuki Takuwa, Taiga
Yamaya, "Demonstration of a prototype OpenPET surgery system toward conquest of refractory cancer," QST
研究交流会 ポスター発表 プロシーディングス, NP-03, 2017.
[2]
Taiga Yamaya, "OpenPET: a novel open-type PET system for 3D dose verification in particle therapy," Journalof Physics: Conf. Series 777, 012023, pp. 1-4, 2017.
[3]
Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Craig S. Levin, Katia Parodi, Taiga Yamaya, "Sensitivity and spatial resolution
simulation of a PET-compton insert imaging system," Conf. Rec. 2016 IEEE Nuclear Science Symposium,
Medical Imaging Conference and Room-Temperature Semiconductor Detector Workshop (NSS/MIC/RTSD),
2017.
[4]
Genki Hirumi, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Munetaka Nitta, Hideaki Haneishi, Taiga
Yamaya, "A new four-layered DOI detector with quadrisected top layer crystals," Conf. Rec. 2016 IEEE Nuclear
Science Symposium, Medical Imaging Conference and Room-Temperature Semiconductor Detector Workshop(NSS/MIC/RTSD), 2017.
[5]
F. Nishikido, M. Suga, K. Shimizu, M. Fujiwara, H. Tashima, T. Obata, E. Yoshida, M. S. H. Akram, T. Yamaya,"Development of the second "add-on PET" prototype: A head coil with DOI-PET detectors for MRI," Conf. Rec.
2016 IEEE Nuclear Science Symposium, Medical Imaging Conference and Room-Temperature Semiconductor
Detector Workshop (NSS/MIC/RTSD), 2017.
[6]
Abdella M. Ahmed, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, "Detector size and geometry optimization

55

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research[7]

for the helmet-chin PET," Conf. Rec. 2016 IEEE Nuclear Science Symposium, Medical Imaging Conference
and Room-Temperature Semiconductor Detector Workshop (NSS/MIC/RTSD), 2017.
Masanori Fujiwara, Mikio Suga, Fumihiko Nishikido, Munetaka Nitta, Yoshihiko Kawabata, Taiga Yamaya,
Takayuki Obata, "Assessment of shielding materials for the add-on PET at different magnetic field strengths of
MRI," Conf. Rec. 2016 IEEE Nuclear Science Symposium, Medical Imaging Conference and RoomTemperature Semiconductor Detector Workshop (NSS/MIC/RTSD), 2017.

1.4 学会発表 Conference presentations (50)
・国際会議（口頭発表）International conference (oral presentations) (17)[1]Abdella M. Ahmed, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, “Imaging simulation of a D-shape PET scanner for
improved sensitivity and reduced cost in a whole-body imaging,” International Forum on Medical Imaging in
Asia (IFMIA) 2017, O6-4, 2017. (2017/1/20, oral, Naha)[2]
H. Tashima, E. Yoshida, Y. Iwao, H. Wakizaka, Y. Takado, C. Seki, T. Suhara, T. Yamashita, T. Yamaya,"Development of the helmet-neck PET prototype for high sensitivity brain imaging," ECR2016 Book of
abstracts, B-0798, S355, 2017. (2017/3/3, oral, Vienna)[3]
Md Shahadat Hossain Akram, Fumihiko Nishikido, Takayuki Obata, Mikio Suga, Eiji Yoshida, Hedeaki
Tashima, Keiji Shimizu, Masanori Fujiwara, Akram Mohammadi, Taiga Yamaya, “Development andperformance evaluation of the second prototype of a RF-coil integrated PET insert for existing 3T MRI systems,”
ISMRM 25th Annual Meeting & Exhibition, #0762, 2017. (oral + poster, selected for Electronic Power Pitch
Poster, 2017/4/26, Honolulu, Awarded for ISMRM Summa Cum Laude Merit Award)[4]
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Atsushi Tsuji, Kotaro Nagatsu, Mitsutaka Yamaguchi, Naoki
Kawachi, Yusuke Okumura, Mikio Suga, Katia Parodi, “Whole gamma imaging (WGI) concept: simulation
study of triple-gamma imaging,” J. Nucl. Med., vol. 58, no. supplement 1, 152, 2017 (SNMMI 2017 Annual
Meeting, oral, No. 152, 2017/6/12, Denver, Highlighted)[5]
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda, Yuhei Takado, Chie Seki,
Tetsuya Suhara, Taichi Yamashita, Shusaku Tazawa, Taiga Yamaya, “Add-on detector position for the second
helmet PET prototype: chin vs. neck,” J. Nucl. Med., vol. 58, no. supplement 1, 431, 2017 (SNMMI 2017
Annual Meeting, oral, No. 431, 2017/6/13, Denver, Highlighted)[6]
Yukie Yoshii, Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Hiroyuki Takuwa, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Taiga
Yamaya, Mitsuyoshi Yoshimoto, Hiroki Matsumoto, Ming-Rong Zhang, Aya Sugyo, Atsushi B. Tsuji, Tatsuya
Higashi, “Feasibility of a PET-guided surgery system with 64Cu-PCTA-cetuximab for accurate resection of
intraperitoneal tumors in a mice model of peritoneal seeding,” J. Nucl. Med., vol. 58, no. supplement 1, 528,2017 (SNMMI 2017 Annual Meeting, oral, No. 528, 2017/6/13, Denver)[7]
Chie Toramatsu, Eiji Yoshida, Hidekazu Wakizaka, Akram Mohammadi, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido,
Atsuchi Kitagawa, Taku Inaniwa, Kumiko Karasawa, Taiga Yamaya, “In-beam PET measurements of washout
in rabbit using 10C, 11C and 15O ion beams,” American Association of Physics in Medicine (AAPM) 59th Annual
Meeting & Exhibition, WE-F-201-4, 2017 (2017/8/2, Denver)[8]
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Kotaro Nagatsu, Hideaki Tashima, Yusuke Okumura, Mikio Suga, Naoki Kawachi,
Kei Kamada, Peter G. Thirolf, Katia Parodi, “Whole gamma imaging (WGI) concept: demonstration of 44Sc
triple gamma imaging,” 2017 World Molecular Imaging Congress Program Schedule and Abstract Book, LBA
24, 2017. (oral, 2017/9/14, Pennsylvania Convention Center, Philadelphia)[9]
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Yusuke Okumura, Mikio Suga, Naoki Kawachi, Katia Parodi,“Whole gamma imaging: a simulation study of a novel combination of PET and Compton imaging,” The 12th
Asia Oceania Congress of Nuclear Medicine and Biology (AOCNMB 2017), BM1VIID-02, 2017. (2017/10/5,
oral, Pacifico Yokohama)[10] Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda, Yuhei Takado, Chie Seki,
Makoto Higuchi, Tetsuya Suhara, Taichi Yamashita, Taiga Yamaya, “First healthy volunteer study of thehelmetneck PET prototype,” The 12th Asia Oceania Congress of Nuclear Medicine and Biology (AOCNMB
2017), BM1VIID-03, 2017. (2017/10/5, oral, Pacifico Yokohama)[11] Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Yusuke Okumura, Mikio Suga, Naoki Kawachi, Kei Kamada, Katia Parodi,
Taiga Yamaya, “Concrete realization of the whole gamma imaging concept,” 2017 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M-21-2, 2017. (2017/10/28, oral, Atlanta)[12] Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Akram Mohammadi, Yuma Iwao, Md
Shahadat Hossain Akram, Munetaka Nitta, Takayuki Obata, ”NIRS brain PET prototypes with the 4-layer DOI
detector technology,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, DBIS-01-2,
2017. (2017/10/28, oral, Atlanta)[13] F. Nishikido, E. Takada, M. Nogami, G. Shikida, M. Nitta, G. Hirumi, T. Yamaya, “Organic photodiode detectors
for heavy ion beam measurement,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference,
R-16-1, 2017. (2017/10/26, oral, Atlanta)[14] H. Tashima, E. Yoshida, Y. Iwao, H. Wakizaka, T. Maeda, Y. Takado, C. Seki, M. Higuchi, T. Suhara, T.
Yamashita, T. Yamaya, “Development of the helmet-neck PET prototype: comparison with the helmet-chin PET,”

56

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

[15]

[16]
[17]

2017 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-09-6, 2017 (2017/10/26, oral,
Atlanta)T. Hofmann, A. Fochi, M. Pinto, A. Mohammadi, M. Nitta, F. Nishikido, Y. Iwao, H. Tashima, E. Yoshida, M.
Safavi-Naeini, A. Chacon, A. Rosenfeld, T. Yamaya, K. Parodi, “ Dose Reconstruction from PET Images in
Carbon Ion Therapy: A Deconvolution Approach Using an Evolutionary Algorithm,” 2017 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-11-2, 2017. (2017/10/27, oral, Atlanta)
A. Chacon, M. Safavi-Naeini, D. Bolst, S. Guatelli, A. Mohammadi, T. Yamaya, M. - C. Gregoire, A. Rosenfeld,“Radioactive Primary Beams for Treatment Delivery in Heavy Ion Therapy,” 2017 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M-11-3, 2017. (2017/10/27, oral, Atlanta)
G. Akamatsu, Y. Ikari, H. Wakizaka, T. Yamaya, Y. Kimura, K. Oda, M. Senda, “Phantom test procedures andcriteria for standardization of brain PET imaging across different cameras,” 2017 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, DBIS-01-6, 2017. (2017/10/28, oral, Atlanta)

・国際会議（ポスター発表） International conference (poster presentations) (15)[1]
Md Shahadat Hossain Akram, Craig Levin, Takayuki Obata, Genki Hirumi, Taiga Yamaya, “Experimental study
for efficient RF-penetration through electrically-floating PET insert for MRI systems,” ISMRM 25th Annual
Meeting & Exhibition, #2699, 2017. (poster, 2017/4/26, Honolulu).
[2]
A. Mohammadi, E. Yoshida, H. Tashima, F. Nishikido, A. Kitagawa, T. Yamaya, "Range verification of 15O
beam using OpenPET," the 56th Annual Conference of the Particle Therapy Co-operative Group (PTCOG56), P
320, 2017. (poster, 2017/5/12, Pacifico Yokohama)[3]
Masao Yoshino, Kei Kamada, Yasuhiro Shoji, Yuki Furuya, Shunsuke Kurosawa, Yuui Yokota, Akira
Yoshikawa, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya, "Scintillation and timing characteristics of 1-inch diameter
CeBr3 scintillator single crystal," Programme book of SCINT 2017 - 14th Int. Conference on Scintillating
Materials and their Applications, p. 87, 2017 (SCINT2017, poster #42, 2017/9/21, Chamonix)[4]
Koyama, K. Shimazoe, H. Miyoshi, Y. Otaka, M. Nitta, F. Nishikido, T. Yamaya, H. Takahashi, “Stability of
IGZO based thin film transistors under heavy ion irradiation,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference, N-23-121. (2017/10/25, poster, Atlanta)[5]
G. Hirumi, F. Nishikido, H. Tashima, H. Wakisaka, T. Higuchi, H. Haneishi, T. Yamaya, “Development of a
dynamic micro RI imaging system for single cells,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference, M-03-005. (2017/10/25, poster, Atlanta)[6]
M. S. H. Akram, T. Obata, C. S. Levin, F. Nishikido, T. Yamaya, “Study on a prototype oval body PET insert
for a 3T MRI system,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-03-037.
(2017/10/25, poster, Atlanta)[7]
G. Akamatsu, H. Tashima, H. Wakizaka, T. Maeda, Y. Iwao, E. Yoshida, T. Yamashita, T. Yamaya, “New brain
phantoms suitable for brain scanners with hemisphere detector arrangement,” 2017 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M-03-065. (2017/10/25, poster, Atlanta)[8]
S. Takyu, S. Liprandi, F. Nishikido, A. Mohammadi, E. Yoshida, S. Aldawood, T. Binder, M. Mayerhofer, R.
Lutter, I. I. Valencia Lozano, G. Dedes, K. Kamada, K. Parodi, P. G. Thirolf, T. Yamaya, “Development of a
DOI-based Compton camera for nuclear medicine application,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference, M-08-003. (2017/10/26, poster, Atlanta)[9]
S. Liprandi, S. Takyu, S. Aldawood, T. Binder, G. Dedes, K. Kamada, R. Lutter, M. Mayerhofer, A. Miani, A.
Mohammadi, F. Nishikido, D. R. Schaart, I. I. Valencia Lozano, E. Yoshida, T. Yamaya, K. Parodi, P. G. Thirolf,“Characterization of a Compton camera setup with monolithic LaBr3(Ce) absorber and segmented GAGG
scatter detectors,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-08-110.
(2017/10/26, poster, Atlanta)[10] M. Safavi-Naeini, A. Chacon, H. Rutherford, S. Guatelli, A. Mohammadi, M. Nitta, F. Nishikido, Y. Iwao, H.
Tashima, E. Yoshida, T. Yamaya, T. Hofmann, M. Pinto, K. Parodi, M. - C. Gregoire, A. Rosenfeld, “Evaluationof Geant4 Monte Carlo toolkit physics models for use in heavy ion therapy,” 2017 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M-08-122. (2017/10/26, poster, Atlanta)[11] S. Takyu, A. M. Ahmed, E. Yoshida, H. Tashima, T. Yamashita, T. Yamaya, “Suitability of a 280 ps-CRT nonDOI detector for the helmet-neck PET,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging
Conference, M-15-001. (2017/10/27, poster, Atlanta)[12] A. Mohammadi, S. Takyu, E. Yoshida, F. Nishikido, K. Shimizu, T. Sakai, T. Yamaya, ”Timing performance of
a DOI detector using crystal bars with subsurface laser engraving,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposiumand Medical Imaging Conference, M-15-009. (2017/10/27, poster, Atlanta)[13] Y. Iwao, H. Tashima, E. Yoshida, H. Wakizaka, F. Nishikido, T. Yamashita, T. Yamaya, “Seated vs. supine:
optimum measurement pose for brain-dedicated PET,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference, M-15-058. (2017/10/27, poster, Atlanta)[14] R. S. Augusto, A. Mohammadi, H. Tashima, E. Yoshida, A. Ferrari, K. Parodi, T. Yamaya, “Hadrontherapy withradioactive ion beams: Performance evaluation using FLUKA,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference, M-15-107. (2017/10/27, poster, Atlanta)[15] A. Mohammadi, E. Yoshida, H. Tashima, F. Nishikido, A. Kitagawa, T. Yamaya, “Potential of radioactive ion

57

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Researchbeams for therapy and PET imaging,” 2017 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging
Conference, M-15-108. (2017/10/27, poster, Atlanta)
・国内会議 Domestic conference (18)[1]
蛭海元貴, 錦戸文彦, 脇坂秀克, 樋口隆弘, 羽石秀昭, 山谷泰賀, "シンチレータと CMOS カメラを用いたβ線細胞イメージングシステムの開発," 第 64 回応用物理学会春季学術講演会, 2017 (16a-E2047, 2017/3/16, パシフィコ横浜)[2]
錦戸文彦, 高田英治, 野上光博, 新田宗孝, 山谷泰賀, "炭素線測定への応用に向けた有機フォトダイ
オードの特性評価," 第 64 回応用物理学会春季学術講演会, 2017 (16p-E204-1, 2017/3/16, パシフィコ
横浜)[3]
三好寿顕, 小山晃広, 大鷹豊, 島添健次, 蛭海元貴, 新田宗孝, 錦戸文彦, 山谷泰賀, 尾上孝雄, 高橋
浩之, "酸化物半導体を用いた重粒子線検出器の開発," 第 64 回応用物理学会春季学術講演会, 2017
(16p-E204-2, 2017/3/16, パシフィコ横浜)[4]
田島英朗, 吉田英治, 岩男悠真, 脇坂秀克, 山下大地, 田沢周作, 山谷泰賀, "ヘルメット PET 装置の開発：追加検出器位置の最適化," 第 64 回応用物理学会春季学術講演会, 2017 (17a-E204-13, 2017/3/17,
パシフィコ横浜)[5]
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Yuto Nagao, Mitsutaka Yamaguchi, Naoki Kawachi, Makoto
Sakai, Yusuke Okumura4), Mikio Suga, Katia Parodi, "Whole gamma imaging concept: feasibility study of
triple-gamma imaging," 医学物理, Vol. 37, Sup. 1, p. 55, 2017. (第 113 回日本医学物理学会学術大会, O038, 2017/4/13, English oral, パシフィコ横浜, Awarded for English Presentation Prize)[6]
Yusuke Okumura, Mikio Suga, Hideaki Tashima, Makoto Sakai, Mitsutaka Yamaguchi, Yuto Nagao, Naoki
Kawachi, Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, "Whole gamma imaging concept: Compton-PET imaging simulation for
positron emitters," 医学物理, Vol. 37, Sup. 1, p. 56, 2017. (第 113 回日本医学物理学会学術大会, O-039,
2017/4/13, oral, パシフィコ横浜)[7]
Fumihiko Nishikido, Masanori Fujiwara, Yuma Iwao, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Mikio Suga, Keiji
Shimizu, Takayuki Obata, Taiga Yamaya, "Development of second add-on PET/MRI prototype: Evaluation of
PET imaging performance," 医学物理, Vol. 37, Sup. 1, p. 60, 2017. (第 113 回日本医学物理学会学術大会,
O-043, 2017/4/13, oral, パシフィコ横浜, Awarded for CyPos Prize)[8]
Yuma Iwao, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, "Development of a head motion tracking system forthe helmet PET," 医学物理, Vol. 37, Sup. 1, p. 61, 2017. (第 113 回日本医学物理学会学術大会, O-044,
2017/4/13, oral, パシフィコ横浜)[9]
Risako Tanaka, Hideaki Tashima, Abdella M. Amed, Taiga Yamaya, Takashi Obi, "Joint estimation of activity
and attenuation for a compact brain TOF-PET system : a simulation study," 医学物理, Vol. 37, Sup. 1, p. 64,
2017. (第 113 回日本医学物理学会学術大会, O-047, 2017/4/13, oral, パシフィコ横浜)[10] Genki Hirumi, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Yuma Iwao, Munetaka Nitta, Hideaki
Haneishi, Taiga Yamaya, "Development of a four-layered DOI-PET detector with quadrisected crystals on the
top layer," 医学物理, Vol. 37, Sup. 1, p. 67, 2017. (第 113 回日本医学物理学会学術大会, O-050, 2017/4/13,
English oral, パシフィコ横浜)[11] Akram Mohammadi, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Keiji Shimizu, Toshiaki Sakai, Taiga Yamaya,"Development of an isotropic DOI detector based on two-sided photon readout," 医学物理, Vol. 37, Sup. 1, p.
68, 2017. (第 113 回日本医学物理学会学術大会, O-051, 2017/4/13, English oral, パシフィコ横浜)[12] Hideaki Tashima, Yukie Yoshie, Yuma Iwao, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Hiroyuki Takuwa, Aya Sugyo,
Min-Rong Zhang, Taiga Yamaya, "Development of a small prototype system toward real-time OpenPET imageguided surgery," 医学物理, Vol. 37, Sup. 1, p. 71, 2017. (第 113 回日本医学物理学会学術大会, O-054,
2017/4/13, English oral, パシフィコ横浜, Awarded for English Presentation Prize)[13] 田島英朗, 吉田英治, 岩男悠真, 脇坂秀克, 前田貴雅, 高堂裕平, 関千江, 樋口真人, 山下大地, 山谷
泰賀, "改良型ヘルメット PET 装置の試作と健常者ボランティア試験," 第 36 回日本医用画像工学会
予稿集, pp. 225-228, 2017. (oral, OP5-4, 2017/7/28, じゅうろくプラザ)[14] 蛭海元貴, 錦戸文彦, 樋口隆弘, 羽石秀昭, 山谷泰賀, "β線による細胞機能イメージングに向けたシンチレータ評価," 第 78 回応用物理学会秋季学術講演会, 5p-S43-1, 2017. (2017/9/5, 福岡国際会議場)[15] 錦戸文彦, 高田英治, 敷田嚴, 野上光博, 新田宗孝, 蛭海元貴, 田久創大, 山谷 泰賀, "炭素線に対する形状の異なる有機フォトダイオードの特性の違いの評価," 第 78 回応用物理学会秋季学術講演会,
6a-S43-1, 2017. (2017/9/5, 福岡国際会議場)[16] 奥村勇介, 吉田英治, 田島英朗, 菅幹生, 河地有木, Katia Parodi, 山谷 泰賀, "新しいコンプトン PET
装置の 3 ガンマイメージングシミュレーション," 第 78 回応用物理学会秋季学術講演会, 7a-A401-1,
2017. (2017/9/5, 福岡国際会議場)

58

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

[17]

[18]

田久創大, Abdella M. Ahmed, 吉田英治, 田島英朗, 熊谷雅章, 山下大地, 山谷泰賀, "ヘルメット PET装置のための time of flight 型検出器の検討," 第 78 回応用物理学会秋季学術講演会, 7a-A401-2, 2017.
(2017/9/5, 福岡国際会議場)
田島英朗, 吉田英治, 岩男悠真, 脇坂秀克, 前田貴雅, 高堂裕平, 関千江, 樋口真人, 須原哲也, 山下
大地, 山谷泰賀, "Helmet-Neck PET 試作機による健常者ボランティア試験," 第 78 回応用物理学会秋季学術講演会, 7a-A401-3, 2017. (2017/9/5, 福岡国際会議場)

1.5 研究会 Workshop presentations (8)[1]山谷泰賀, “イメージング物理研究チームの成果報告,” 次世代 PET 研究会 2017, 2017/2/27 (ベルサール八重洲).
[2]
Akram Mohammadi, “Potential of radioactive ion beams for therapy and PET imaging,” 次世代 PET 研究会 2017, 2017/2/27 (ベルサール八重洲).
[3]
田島英朗, “正確な腫瘍切除を可能とする OpenPET ガイド手術システムの開発,” 次世代 PET 研究会 2017, 2017/2/27 (ベルサール八重洲).
[4]
吉田英治, “次世代 PET: Whole gamma imaging (WGI)の開発,” 次世代 PET 研究会 2017, 2017/2/27 (ベルサール八重洲).
[5]Taiga Yamaya, Katia Parodi, “Whole gamma imaging,” International Open Laboratory Symposium 2017
Abstracts, pp. 11-12, 2017 (2017/2/28 @NIRS)[6]
Hideaki Tashima, Yukie Yoshii, Yuma Iwao, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Hiroyuki Takuwa, Aya Sugyo,
Min-Rong Zhang, Taiga Yamaya, "OpenPET surgery for accurate tumor resection toward conquest of refractory
cancer," Abstracts of the 1st QST International Symposium Quantum Life Science, p. 9, 2017 (Tokyo Bay
Makuhari Hall, P-18, poster)[7]
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda, Yuhei Takado, Chie Seki,
Makoto Higuchi, Tetsuya Suhara, Taichi Yamashita, Taiga Yamaya, "Helmet PET enabling high sensitivity brain
imaging toward early diagnosis of dementia," Abstracts of the 1st QST International Symposium Quantum Life
Science, p. 10, 2017 (Tokyo Bay Makuhari Hall, P-19, poster)[8]
藤原理伯, 菅幹生, 錦戸文彦, 新田宗孝, 川畑義彦, 山谷泰賀, 小畠隆行, "PET/MRI 一体型検出器の開発：静磁場強度が異なる MRI におけるシールド性能評価," 第 15 回千葉大学医工学シンポジウム,
no. 12, 2017 (2017/11/14, poster, 千葉大学)
1.6 特許 Patents (8)・出願 Application (2)[1]山谷泰賀, 田島英朗, "部分リング PET 装置及び PET 装置," 特願 2017-29405, 2017/2/20 出願(Q20005JP)[2]
田島英朗, 山谷泰賀, "ヘルメット型 PET 装置," 特願 2017-58848, 2017/3/24 出願 (474JP.1)
・登録 Registered (6)[1]Taiga Yamaya, Takayuki Obata, Mikio Suga, Hiroshi Kawaguchi, Yoshiyuki Yamakawa, "Method forgenerating image for PET attenuation correction from MR image and computer program," US9342903 B2,registerd on 2016/5/17 (428US) omission in the 2016 report[2]
Taiga Yamaya, Hideaki Tashima, Mitsuo Watanabe, Eiichi Tanaka, “INCLINED PET DEVICE AND PETCOMBINED DEVICE,” US 9,538,964 B2, registerd on 2017/1/10 (415US)[3]
菅野巖, 小畠隆行, 山谷泰賀, 岡本和也, 高山卓三, 山形仁, "PET-MRI 装置," CN 102695450A, registerd
on 2017/2/15 (Q00399China)[4]田島英朗, 山谷泰賀, "ヘルメット型 PET 装置," JP-特許第 6124216, registerd on 2017/4/14 (474JP)[5]
山谷泰賀, 小畠隆行, 菅幹生, 川口拓之, 山川善之, “基干 MR 图像的 PET 吸収構成图像生成方法,”
ZL201380017570.5, registerd on 2017/5/17 (428China)[6]
Taiga Yamaya, Hideo Murayama, “PET DEVICE AND METHOD FOR DETERMINING ARRANGEMENT
OF DETECTORS,” EP2267483B1, registered on 2017/6/14 (314EP)

59

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

2. 成果普及などへの取り組み Outreach actions
2.1 研究会などの開催 Hosted workshops (1)[1]“次世代 PET 研究会 2017”を主催, 2017/2/27 (ベルサール八重洲) (参加者数計 117 名, 内訳:外部 87 名、
NIRS 25 名、高崎研 2 名、本部 2 名)
2.2 セミナー開催 Hosted seminars (2)[1]Simultaneous brain PET and behavioral response measurements in conscious unrestrained laboratory animals(Steven Meikle, University of Sydney), 2017/8/28.
[2]
Vision-based Activity Recognition & Other Works (Md. Atiqur Rahman Ahad, Dept. of Electrical andElectronic Engineering, University of Dhaka), 2017/12/22.
2.3 報告書出版 Annual report publishing (1)[1]“次世代 PET 研究報告書 2016,” QST-R-4, 2017/2/27.
2.4 総説 Review articles (3)[1]
山谷泰賀(共同執筆), "生体計測分析技術・医療機器," 研究開発の俯瞰報告書 ライフサイエンス・臨
床医学分野 2017 年, pp. 326-452, 2017.
[2]
山谷泰賀, "DOI 検出器が切り拓く次世代の PET 装置の研究開発," 放射線医学総合研究所創立 60 周年記念誌, pp. 16-17, 2017.
[3]
三輪建太，我妻慧，山尾天翔，上高祐人，松原佳亮，赤松剛，今林悦子，“アミロイド PET の定量評
価に関する研究，” 日本放射線技術学会雑誌．Vol. 73, pp. 1165-1174, 2017.
2.5 講義・講演 Lectures (24)・シンポジウム等における招待講演 Invited talks at symposium (11)[1]
Taiga Yamaya, “PET Innovation being made at NIRS,” OIST Mini Symposium - Radiation sensors andemerging applications in medical imaging, space science and materials science, 2017 (invited, 2017/1/16@
OIST Seaside House).
[2]
Taiga Yamaya, “Development of the next generation positron emission tomography,” abstract book of IEEE Int
Conf on Imaging, Vision & Pattern Recognition (icIVPR) 2017, p. 7, 2017. (invited, plenary talk, oral, 2017/2/13.
University of Dhaka)[3]
Md. Shahadat Hossain Akram, "State of the art brain PET inserts for the existing MRI system," abstract bookof IEEE Int Conf on Imaging, Vision & Pattern Recognition (icIVPR) 2017, p. 14, 2017. (invited, key note talk,oral, 2017/2/13. University of Dhaka)[4]
山谷泰賀, “頭部専用 PET 装置の未来,” 第 73 回日本放射線技術学会総会学術大会シンポジウム 1「医用工学と放射線技術科学との融合：期待される新技術」招待講演, 2017 (2017/4/14, パシフィコ横浜).
[5]
Taiga Yamaya, “Development of the OpenPET: a novel in-beam PET for carbon ion therapy imaging,”
International Conference on Advancements in Nuclear Instrumentation Measurement Methods and Their
Applications (ANIMMA2017), 2017. (invited, oral, 2017/6/21, Liege)[6]
山谷泰賀, “次世代の SPECT・PET 装置の展望,” 第 12 回中国四国医療画像カンファレンス(MICCS)特別講演, 2017/7/29 (岡山国際交流センター)[7]
赤松剛, "アミロイド PET の定量解析," PET サマーセミナー2017, 2017/8/26 (ホテル日航奈良)[8]
山谷泰賀, “Whole gamma imaging (WGI)コンセプト －PET とコンプトンイメージングを組み合わせた新手法への挑戦－,” 信学技報(IEICE Technical Report), Vol. 117, No. 220, pp. 13-14, 2017. (電子情報通信学会 医用画像研究会(MI), 特別講演, 2017/9/25@千葉大学西千葉キャンパス)[9]
Go Akamatsu, Keiichi Matsumoto, Kazufumi Suzuki, Naoki Shimada, Keiichi Oda, Michio Senda, "The JSNM
strategies for standardization and harmonization of quantitative whole-body FDG-PET studies," The 57th
Annual Scientific Meeting of the Japanese Society of Nuclear Medicine (JSNM 2017), JSNM-JSNMT Joint
Symposium, 2017. (2017/10/6, oral, Pacifico Yokohama)[10] 山谷泰賀,“医療計測レビュー 次世代 PET 装置開発研究の紹介,”SMART2017 (Scintillator for Medical,
Astroparticle and environmental Radiation Technologies), 2017 (2017/11/13, 蔵王温泉, invited).
[11] 山谷泰賀, "シンチレータ単結晶は適材適所!? 陽電子断層撮影法(PET)の次世代機の研究開発," 結晶成長の科学と技術第 161 委員会第 102 回研究会「放射線と結晶を用いた分析技術」, 2017. (invited,2017/11/24, 株式会社島津製作所本社)
・講演 Lectures (9)[1]山谷泰賀, “頭部専用 PET 装置の未来,” 琉球大学放射線科講演 2017/5/10.

60

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

[2]
[3]
[4]
[5]
[6]
[7]

[8]
[9]

Taiga Yamaya, “Whole gamma imaging (WGI) concept: simulation study of triple-gamma imaging,” lecture at
Craig Levin lab. in Stanford University, 2017/6/14.
Hideaki Tashima, “Add-on detector position for the second helmet PET prototype: chin vs. neck,” lecture at
Craig Levin lab. in Stanford University, 2017/6/14.
Taiga Yamaya, “PET Imaging physics research at NIRS: DOI, OpenPET and WGI,” Talk at LMU, June 19,2017.
山谷泰賀, “次世代 PET 装置の開発研究の紹介,” 信州大学 臨床検査技術科学専攻 授業, 2017/7/21.
Taiga Yamaya, “PET Innovation being made at NIRS,” Presentaion for AINSE guests, 2017/9/25 (NIRS).
山谷泰賀, “次世代核医学イメージング機器開発研究の紹介～PET、そしてコンプトンカメラとの融合へ～,” 国立循環器病研究センター 画像診断医学部 第 2 回分子イメージング研究会, 2017/10/12(国立循環器病研究センター).
山谷泰賀, “PET イメージング物理研究のこれまでとこれから,” 脳機能イメージング研究部定例会,
2018/11/8 (放射線医学総合研究所)
山谷泰賀, “頭部専用 PET 装置の未来,” 東京女子医科大学画像診断学・核医学講座にてプレゼン,2017/11/15 (東京女子医科大学病院)

・講義 Educational lectures (4)[1]山谷泰賀, “放射線医工学,” 千葉大学大学院講義, 2017 年度前期毎週月曜 16:10-17:40[2]
吉田英治, “核医学物理学,” 第 13 回医学物理コース, 2017/7/13 (放射線医学総合研究所)[3]
山谷泰賀, “未来の PET 装置について考える,” 横浜市大医学部 先端的画像医学 講義, 2017(2017/11/16, 横浜市大病院)[4]
山谷泰賀, “Development of the next generation positron emission tomography” 九州大学大学院医学系
学府 H29 分子機能画像科学論, 2017/12/11.
2.6 著書 Book chapters (2)[1]Taiga Yamaya, Hideaki Tashima, "OpenPET enabling PET imaging during radiotherapy," Book capter in
Personalized Pathway-Activated Systems Imaging in Oncology: Principal and Instrumentation, Springer, pp.
55-84, 2017.
[2]
山谷泰賀, "世界初の開放型 PET 装置の研究開発", 科学立国日本を築く part II 次代を拓く気鋭の研究者たち, pp. 202-210, 2017 (日刊工業新聞社)
2.7 プレス・広告物掲載 Public relations activities (5)[1]
千葉大学と量子科学技術研究開発機構との包括的連携協力に関する協定書の締結について, プレス
リリース, 2017/2/2
http://www.qst.go.jp/information/itemid034-001721.html（翌日の千葉日報、日刊工業、日経産業に展示した OpenPET 試作機とともに「がん治療技術 確立へ」などのヘッドラインで紹介）[2]"画像見てがん除去 量研機構が取りこぼし防ぐシステム," 日刊工業新聞 1 面, 2017/3/21.
[3]
放射線医学総合研究所の研究員が平成 29 年度文部科学大臣表彰科学技術賞を受賞しました, ニュー
スリリース, 2017/4/19
http://www.qst.go.jp/information/itemid047-002154.html[4]“第 113 回日本医学物理学会学術大会の CyPos 大会長賞と英語プレゼンテーション賞を受賞しました,” ニュースリリース, 2017/5/16
http://www.nirs.qst.go.jp/information/news_prize/2017/0516.html[5]“乳房専用 PET 装置「Elmammo」の研究・開発で「産学官連携功労者表彰 厚生労働大臣賞」を受賞”
ニュースリリース, 2017/8/21
http://www.qst.go.jp/information/itemid034-002617.html
2.8 出展など Exhibition (1)[1]
平成 29 年度一般公開にてラボ公開, 2017/4/23.
2.9 その他報告書 Other reports (1)[1]
山谷泰賀, 吉田英治, 錦戸文彦, 田島英朗, A. Mohammadi, 辻厚至, 脇坂秀克, 北川敦志, 稲庭拓, 佐藤眞二, 島添健次, 小山晃広, " 重粒子線照射野イメージングのための OpenPET 装置開発に関する研究(14H285)," 平成 28 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.
188-189, 2017.

61

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

2.10 海外ゲスト対応 Foreign guest scientists (5)[1]2017/1/31-2017/4/28
Theresa Hofmann (LMU)[2]
2017/2/8-2017/9/18
Victor I. J. Strijbis (TU Delft)[3]
2017/2/12-2017/2/16
Mitra Safavi-Naein, Harley Rutherford, Andrew Chacon (ANSTO)[4]
2017/8/28
Steven Meikle (University of Sydney)[5]
2017/12/22
Md. Atiqur Rahman Ahad (University of Dhaka)
2.11 見学対応 Lab tours for visitors (31)[1]
2017/1/13
関靖直 文部科学省研究振興局長ご一行(計 3 名)
[2]
2017/1/19
髙谷浩樹 文部科学省研究振興局研究振興戦略官[3]
2017/2/8
庄野逸 電通大学教授・中嶋憲一 金沢大学准教授[4]
2017/2/24
Emma Louise Dyke 氏 University Hospitals Bristol[5]
2017/3/10
橋本一郎 文部科学省科学技術・学術政策局研究基盤開発課量子研究推進室室長補佐ご一行(計 3 名)
[6]
2017/3/13
島尻安伊子 内閣府大臣補佐官ご一行(計 6 名)
[7]
2017/4/11
公益社団法人日本アイソトープ協会 松本氏ご一行(計 3 名）
[8]
2017/5/12
Dr. Charalampos (Harry) Tsoumpas, University of Leeds[9]
2017/5/15
木村文一 信州大学医学部保健学科講師[10] 2016/6/7
浩志会御一行[11] 2016/6/9
HIMAC 共同利用研究運営委員会施設見学[12] 2017/6/29
Mr. Rezky Anggakusuma, National Nuclear Energy Agency of Indonesia,
Mr. Qusai Al-Rhaifeh, Radiation protection officer Ministry of health (Kingdom of Jordan)[13] 2017/6/27
植村家忠高取町長ご一行(計 4 名)
[14] 2017/7/4
QST 部会委員ご一行(計 6 名)
[15] 2017/7/19
Carl Blake 氏・Dr. Robert Chang 氏[16] 2017/7/27
第１回 QST 国際シンポジウム放射線医学総合研究所見学会ご一行(計 10 名)[17] 2017/7/27
西山崇志 文部科学省科学技術・学術政策局研究基盤開発課量子研究推進室長ご一行(計 4 名)
[18] 2017/8/23-24 桐蔭学園高校職場訪問(計 9 名)
[19] 2017/9/4
文部科学省インターンシップ生ご一行[20] 2017/9/11
高城亮 文部科学省研究振興局研究振興戦略官付 先端医科学研究企画官ご一行(計 3 名)
[21] 2017/9/13
九州大学有村研究室 Mazen Soufi 氏[22] 2017/9/25
Ms. Michelle Durant, Managing Director, The Australian Institute of Nuclear Science & Engineering (AINSE)(計 7 名)
[23] 2017/9/29
University of Wollongong 学生ご一行(計 12 名)[24] 2017/10/6
Dr. Soren Mattsson (Lund University), Dr. Glenn Flux (Royal Marsden Hospital & Institute of Cancer Research)計 6 名[25] 2017/10/13 Dr. Feliksas Jankevičius (Director of National Cancer Institute of Lithuania)ほか計 5 名[26] 2017/10/16 JASTJ(日本科学技術ジャーナリスト会議)科学ジャーナリスト塾生 11 名
[27] 2017/10/18 内閣府政策統括官(原子力防災担当)付参事官(総括担当)溝口宏樹様ほか計 21 名
[28] 2017/11/15 高洲第二中学校二年生 2 名,
[29] 2017/11/27 放医研創立 60 周年記念講演会招待客見学 7 名[30] 2017/12/8
田川博雅 文部科学省研究振興局研究振興戦略官付専門官ご一行(計 5 名)
[31] 2017/12/12 内閣府原子力防災内閣府政策統括官(原子力防災担当)付／参事官(地域防災・訓練担当)付・地域原子力防災推進官 髙畑康之様ご一行(計 5 名)

62

次世代PET研究報告書 2017 Report on PET Imaging Physics Research

3. 外部評価（表彰） Awards (8)[1]山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, "開放型 PET 装置の発明と粒子線がん治療可視化法の研究," 平成
29 年度科学技術分野の文部科学大臣表彰科学技術賞(研究部門)受賞 (2017/4/19).
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, “Invention of an open-type PET instrumentation and researchon visualization of particle therapy,” Awarded the Science and Technology Prize by the Minister of Education,
Culture, Sports, Science and Technology, April 19, 2017.
http://www.mext.go.jp/b_menu/houdou/29/04/1384228.htm
http://www.qst.go.jp/information/itemid047-002154.html
山谷泰賀, 中本裕士, 北村圭司, “乳房専用 PET 装置「Elmammo」の開発に係る産学官連携,” 第[2]
15 回産学官連携功労者表彰 厚生労働大臣賞 受賞 (2017/9/1).
Taiga Yamaya, Yuji Nakamoto, Keishi Kitamura, “Industry-academia-government collaboration for thedevelopment of a breast dedicated PET, Elmammo,” Recognized as a Person of Collaboration Merits by the
Minister of Health, Labour and Welfare, September 1, 2017.
http://www8.cao.go.jp/cstp/sangakukan/index2.html
http://www.qst.go.jp/information/itemid034-002617.html[3]
錦戸文彦, "Development of second add‒on PET/MRI prototype: Evaluation of PET imaging performance," O‒043, 第 113 回日本医学物理学会学術大会 CyPos 大会長賞
Fumihiko Nishikido, the CyPos General Chair Award by the 113th Scientific Meeting of the Japan Society of
Medical Physics[4]
田島英朗, "Development of a small prototype system toward real‒time OpenPET image‒guided surgery," O‒54, 第 113 回日本医学物理学会学術大会 英語プレゼンテーション賞
Hideaki Tashima, the English Presentation Award by the 113th Scientific Meeting of the Japan Society of Medical
Physics[5]
山谷泰賀, "Whole gamma imaging concept: feasibility study of triple‒gamma imaging," O‒38, 第 113 回日
本医学物理学会学術大会 英語プレゼンテーション賞
Taiga Yamaya, the English Presentation Award by the 113th Scientific Meeting of the Japan Society of Medical
Physics
http://www.jsmp.org/conf/113/e_presentation.html
http://www.nirs.qst.go.jp/information/news_prize/2017/0516.html[6]
Md Shahadat Hossain Akram, Awarded to “ISMRM Summa Cum Laude Merit Award” for his presentation“Development and performance evaluation of the second prototype of a RF-coil integrated PET insert forexisting 3T MRI systems,”(Given to Trainee Members whose abstracts score in the top 5% within a major subject review category)
http://www.nirs.qst.go.jp/information/news_prize/2017/0602.html[7]
Md Shahadat Hossain Akram, IEEE NSS-MIC 2017 Trainee Grant ($500).
[8]Paper listed in “PMB Highlights in 2016”< http://iopscience.iop.org/journal/0031-9155/page/Highlights_of_2016 >Hideaki Tashima, …, Taiga Yamaya, "Development of a small single-ring OpenPET prototype with a noveltransformable architecture," Phys. Med. Biol., Vol. 61, pp. 1795-1809, 201663

次世代 PET 研究報告書 20172017 Report on PET Imaging Physics Research2018 年 1 月 22 日刊行 (Publication on Jan. 22, 2018)

編集

山谷 泰賀 (Taiga Yamaya)

jpet@qst.go.jp

発行

国立研究開発法人 量子科学技術研究開発機構 放射線医学総合研究所
National Institute of Radiological Sciences,
National Institutes for Quantum and Radiological Science and Technology

住所〒263-8555

印

刷

株式会社

©2018

千葉県千葉市稲毛区穴川４丁目９番１号

さくら印刷

国立研究開発法人量子科学技術研究開発機構

Printed in Japan
QST-R-7