QST-R-15

次世代ＰＥＴ
研究報告書20192019 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グループ
研究活動報告2019

Imaging Physics Group:
Research action report 2019

山谷泰賀
Taiga Yamaya#

1

PET用DOI検出器開発の歴史（「次世代PET研究会2018」特別講演より）

村山秀雄

#

12

History of DOI-PET detector development(From the "Workshop on Next Generation PET 2018" keynote speech)

Hideo Murayama#

23

WGI試作機による小動物コンプトンイメージング

Small animal Compton imaging
with a WGI prototype

田島英朗
Hideaki Tashima

434

WGI用検出器の改良

Improved detectors for WGI

田久創大
Sodai Takyu

538

部分リングPETのモンテカルロ
シミュレーション：コンプトン検出器追加によるアーチファクト低減効果

C-WGI:
Monte Carlo simulation ofa C-shaped whole gamma imaging geometry

仁科 匠
Takumi Nishina

443

Whole Gamma Imagingにおけるコンプトンイメージングのための減弱補正法の開発

Development of an attenuation correction
method in Compton imaging
for the whole gamma imaging

馬 煜茗
Yuming Ma

547

半導体検出器の応用：
WGI用シリコン検出器と粒子線モニター用有機半導体検出器の開発

Application of the semiconductor detector:
a silicon detector for WGI and an organic
detector for carbon beam monitoring

錦戸文彦
Fumihiko Nishikido

552

生物学的洗い出し効果のコンパートメント
解析：15O照射と11C照射を比較する
ウサギin-beam PET実験

Compartmental analysis of biologicalwashout effect: rabbit in-beam PET
using 15O and 11C beams

寅松千枝
Chie Toramatsu

4

57

OpenPETを用いたRIビームの研究と検出器開発

RI beam study using OpenPET& DOI detector development

モハマディ アクラム
Akram Mohammadi

461

光工学に基づく医用放射線イメージング：
高分解能DOI-PET検出器の開発と15Oビームの光学撮像化

Medical radiation imaging based on opticalengineering: PET detector development andtherapeutic beam imaging

カン ハンギュHan Gyu Kang

665

特定部位に特化した近接型PET装置の研究開発

Organ-dedicated compact PET systems

赤松 剛
Go Akamatsu

671

タウPET，アミロイドPETを対象とした
MRIレジストレーション精度の検証

Accuracy of rigid registration of MRI for
amyloid PET and tau PET
by statistical parametric mapping

岩男悠真
Yuma Iwao

477

動き情報の提示による
頭部PET体動抑制手法の開発

Self-motion suppression by displaying
motion during brain PET measurements

鈴木海斗
Kaito Suzuki

381

臨床画像から装置性能指標を算出する
試み：脳FDG-PETの例

Objective imaging performance evaluationfrom brain FDG-PET images

大東尚真
Shoma Ohigashi

3

84

MRI用PETインサートの研究：
非シールド型PET検出器とシールド型RFコイルの組み合わせ

Investigation on an unshielded PET
detector with shielded RF coils
to develop the PET/MRI insert

エムディ シャハダト ホサイ
ン アクラム3
Md Shahadat Hossain Akram87

Add-on PET/MRIのRFコイルの電磁波による発熱の評価

Heat generation by electromagnetic waves
from an RF coil in add-on PET/MRI

宮木大聖
Taisei Miyaki

90

イメージング物理研究グループ
研究業績2019

Achievements of
Imaging Physics Group in 2019494

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究グループ 研究活動報告 2019
Imaging Physics Group: Research action report 2019
⼭⾕ 泰賀 グループリーダー
Taiga Yamaya, Group Leader(On behalf of the Imaging Physics Group)
Introduction

はじめに

PET（陽電⼦断層撮影法）は、がん診断をはじめ、 Positron emission tomography (PET) plays important roles incancer diagnosis, neuroimaging and molecular imaging
脳機能イメージングや分⼦イメージング研究を推進
research. Various functions in a brain and organs can be
する⼿段として期待されている。陽電⼦放出核種で visualized as quantitative images by injecting a tiny amount of
標識した微量の診断薬を適切に選択することによ appropriate diagnosis drugs labeled by positron emitters. Theり、脳や臓器のさまざまな機能を定量的に画像化す National Institute of Radiological Sciences (NIRS) has been
ることができる。放射線医学総合研究所（放医研） focusing on PET research since 1979 when NIRS developed
the first PET scanner in Japan. Now NIRS, which has become
は、1979 年に⽇本初の PET 装置を開発して以来、part of the new organization of the National Institutes for
PET 研究を続け、新組織である量⼦科学技術研究開 Quantum and Radiological Science and Technology (QST), is
発機構（QST）の⼀員として位置づけられた今も、分 recognized as one of the world’s leading institutions in the field
⼦イメージング研究の世界的リーディング機関のひ of molecular imaging research.
とつとして認識されている。
The basic principle of PET imaging is to localize a drug on aline-of-response(LOR),

whichisdetermined

by

the

電⼦・陽電⼦対消滅によって⽣じる 511keV 放射
coincidence detection of a pair of 511keV photons emitted from
線ペアの同時計測により、線分上に診断薬の位置を an electron-positron annihilation. A 3D tomographic image is
特定するのが PET の原理である。膨⼤な数の線分に obtained from millions of LORs by applying an image
画像再構成法を適⽤することにより、3 次元の PET reconstruction algorithm. Regarding instrumentations,
画像が得られる。しかし、装置については、空間分解 potential points remain for which big improvements could be
made, including spatial resolution, sensitivity and
能や感度、コストなどの点で課題が残されており、次manufacturing costs. Therefore, research on next generation
世代技術の研究開発は世界的な競争下にある。イメ PET technologies remains a hot topic worldwide. The Imaging
ージング物理研究グループは、独⾃アイディアの創 Physics Group (IPG) is engaging in nuclear medicine physics
出と実⽤化を⼆本柱に、核医学物理研究を推進する。 research by realizing innovative ideas.

Figure 1 Overview of novel DOI-PET systems developed by the Imaging Physics Group.

1

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

我々の研究のルーツは、世界に先駆けて開発に成 The IPG succeeded in developing a novel depth-of-interaction(DOI) detector, which is a key technology to get any significant
功した、空間分解能と感度を両⽴する DOI 検出器に
improvement in sensitivity while maintaining high spatial
ある。DOI 検出器をベースとして、これまでに様々 resolution. Figure 1 summarizes PET systems that IPG
な⾰新的な PET 装置を具現化してきた（Figure 1）。 developed based on the DOI technology.
Based on the DOI technology, now IPG is developing highspatial resolution and high sensitivity PET systems dedicatedto use with small animals. In addition, IPG is working on
realizing three future PET systems, (1) an easily accessible
patient-friendly PET, (2) a therapy guiding PET and (3) a new
system beyond PET (figure 2).

本稿では、⾼解像度かつ⾼感度な⼩動物専⽤ DOIPET 装置の開発と、「検査をもっと気軽に！」、「治療の困ったを解決したい！」、「PET を超えたい！」の3 つのスローガンを掲げて進めている未来 PET プロ
ジェクト（Figure 2）について、進捗を報告する。

Figure 2 Future PET projects in the Imaging Physics Group.

Figure 3 Small animal DOI-PET system development.
Small animal DOI-PET system development

⼩動物専⽤ DOI-PET 装置の開発

This is a project in collaboration with the Department of

放医研脳機能イメージング研究部（樋⼝真⼈部⻑）Functional Brain Imaging Research in NIRS-QST (Director: Dr.
と共同で進めているプロジェクトであり、⼗分な計 Makoto Higuchi) to develop novel PET systems which advance2

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

測感度を維持しながらも、マウス脳の⼩ささに合わ brain function studies of mice. As a mouse brain is very small,super-high resolution PET that keeps sufficient radiation
せて、PET 解像度の理論限界に迫る⾼い解像度を⽬
detection sensitivity is required. For this, based on a simulation
指している。昨年の計算機シミュレーション結果に done in 2018, IPG started the development of a mouse brain
基づき、2019 年は、検出器の改良とともに、マウス PET device in addition to pursuing basic detector development
頭部専⽤の PET 装置開発に着⼿した。また、脳と末 studies toward improved spatial resolution up to the theoricallimitation of PET. As well, to meet with the demand to explore
梢臓器のネットワークの解明に向けて、⼀度に動物
brain – periphery organ connections, a new project to developの全⾝撮像が可能な装置開発プロジェクトを⽴ち上 a “total-body” small animal PET was started, and a simulation
げ、シミュレーションによる装置概念設計を⾏った。 study was carried out to obtain a conceptual design.

Easily accessible patient-friendly PET- development of the world’s first helmet-type PET -「検査をもっと気軽に！」世界初のヘルメット型 PET の開発

Current PET systems are large scaled and costly, and thenumber of PET systems available is limited, which ispreventing patients from receiving the benefits from PET
diagnosis. Our solution for this issue is to develop applicationor organ-dedicated systems. For brain imaging demands suchas in dementia diagnosis, IPG is developing a helmet-type
PET. The hemispherical detector arrangement, which is ourpatented technology, allows a novel brain PET system withhigher performance, better compactness and lower cost.
Patients may feel more comfortable with the seating position.
The latest version of a prototype, which achieved the world’s
second fasted timing resolution of 245 ps, is now beingcommercialized by ATOX Co., Ltd. The IPG completed thesystem performance evaluation in 2019.

PET 装置は⼤型で⾼価格であることから普及台数は限られ、その結果、PET 検査が必要なすべての⼈に届いていない現状がある。解決策のひとつが、対象に特化した部位別装置であろう。認知症診断をはじめ頭部 PET への需要が⼤きいことから、我々は世界初となるヘルメット型 PET 装置の開発を進めている。我々の特許技術である半球状の検出器配置法により、⾼性能かつ⼩型で低価格な PET 装置が可能になる。また、座位での検査は、患者にとっても⼼理的抵抗が少なくなるメリットが期待できる。株式会社
アトックスと共同開発した最新の試作機では、世界第⼆位となる 245ps の優れた時間分解能を達成している。2019 年は、試作機の性能評価を完了した。

MRI is a great help for PET in brain imaging, but taking MRI
and PET images separately may take time. Combined
PET/MRI devices are now commercially available, but
installation is challenging in terms of size and cost including
the high hurdle of remodeling a PET room into an MRI
compatible room. Our idea for this is to develop the “Add-on
PET”, which is a PET insert attachable to any existing MRI
systems. The upgraded coil technology for MRI was proposedin 2019.

⼀⽅、MRI は脳 PET 診断に不可⽋であるが、それぞれを別々に撮像するのは不便である。⼀体型のPET/MRI 装置も市販されているが、⼤きさや価格の点で導⼊は簡単ではないだろう。そこで我々は、既存
MRI を PET/MRI にアップグレードできるアドオン
PET の開発を進めている。2019 年は、MRI ⽤コイル技術の刷新を⾏った。

Figure 4 Prototypes of the world’s first helmet-type PET and the add-on PET to upgrade MRI to PET/MRI.

3

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research「治療の困ったを解決したい！」
世界初のオープン PET の開発

Therapy guiding PET- development of the world’s first open PET -「OpenPET」は、我々が具現化した世界初となる開放型 PET 装置である。PET ガイド下の治療を⽬指す技術であり、粒⼦線治療に適⽤すると、⽬に⾒えな
い治療ビームの可視化にも役⽴つ。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 装置の試作にも成功している。2019 年は、RI ビーム照射システムの最適化
を⾏い、実験動物の⽣物的洗い出し（washout）効果を計測する実験に着⼿した。粒⼦線照射直後のwashout 速度の変化などから、治療効果や予後予測に繋がる情報が得られる可能性があると期待する。
並⾏して、豪 ANSTO および独 LMU のグループとOpenPET を活⽤した HIMAC 共同実験も⾏った。

The IPG invented the world’s first, open-type PET geometry
OpenPET, which is expected to lead to PET imaging during
treatment. In particle therapy, in particular, OpenPET makes insitu visualization of a therapeutic beam possible, which can bea great help to realize more accurate radiation therapy. After
receiving the German Innovation Award in 2012 for an early
development, IPG finally developed a full-scale OpenPET
prototype. In 2019, IPG optimized a radioactive ion (RI) beamirradiation system to allow biological washout studies inanimals. The motivation to these studies is to show feasibility
to detect any therapeutic response only from measured
biological washout (without using PET tracers). The OpenPET
system was also used in our international collaboration study
at the Heavy Ion Medical Accelerator in Chiba (HIMAC) withgroups from Australian Nuclear Science and Technology
Organisation (ANSTO) in Australia and Ludwig-MaximiliansUniversität München (LMU) in Germany.

PET は、外科治療のイメージガイドとしても有⽤であると期待されるが、実⽤的な装置はまだ存在しない。そこで我々は、2019 年に採択となった AMED
プロジェクト（代表機関：古河シンチテック株式会社）に参画し、治療ガイドに使えるモバイル PET 装置の開発にも挑むこととなった。
「次世代 PET 研究会 2020」（2020 年 1 ⽉ 18 ⽇開催）では、このような多様なニーズに応える PET 装置開発について議論した。

PET can be a help in image-guided surgery, but an intraoperative PET instrumentation has not been realized yet. A
new project led by Furukawa Scintitech Corporation to develop
such a device has been accepted by the Japan Agency for
Medical Research and Development (AMED), and IPG istaking part in this project as a major collaborator. The potentialof PET that meets expectation from various clinical needs was
discussed in the “Jisedai PET Kenkyu-kai 2020” workshop on
January 18, 2020.

Figure 5 Development of the world’s first open PET for PET-guided therapy.

「PET を超えたい！」
世界初の whole gamma imaging (WGI)

A new system beyond PET- realization of whole gamma imaging (WGI) concept -我々は 2016 年に、PET とコンプトンイメージン
グ の ⻑ 所 を 組 み 合 わ せ た 新 ア イ デ ィ ア 「 whole

The IPG started a new development project for whole gamma
imaging (WGI) in 2016, which is a new concept to combine
PET and Compton imaging. WGI is utilizing all detectable4

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

gamma imaging (WGI)」の研究開発をスタートした。 gamma rays for imaging. An additional detector ring, which is
WGI の基本概念は、検出可能なガンマ線をすべて画 used as the scatterer, is inserted in a conventional PET ring sothat single gamma rays can be detected by the Compton
像化に活⽤することである。具体的には、通常の PET
imaging method. In 2019, we made a remarkable achievement
検出器の内側に、コンプトン散乱の検出に特化した in the imaging software technology; for zirconium-89 mouse
散乱検出器リングを追加する。2019 年は、画像再構 imaging, IPG succeeded in obtaining Compton images (909
成ソフトウェアの改良が⼤きく進み、89Zr マウス撮 keV gamma-rays) almost comparative to PET images (511 keV
像データに対して、PET に迫る画質のコンプトンイ radiation). Imaging quality of conventional Compton cameras
has been inferior to PET for a long time, but for the first time,
メージング（909keV ガンマ線）の実現に成功した。
we have shown the expectation that Compton imaging will
従来のコンプトンイメージングはどれも PET には程 outperform PET.
遠いレベルであった。今回、コンプトンイメージング
A wide range of radioisotopes can be visualized by WGI.
が PET を超える⽇がいずれ来るかもしれないという
Therefore, WGI is expected to enable imaging for the targeted
予感を得ることができたのが⼤きな成果であろう。 radioisotope therapy, and an imaging study of alpha emitterssuch as actinium-225 is ongoing in collaboration with the
Department of Molecular Imaging and Theranostics in NIRSQST (Director; Dr. Tatsuya Higashi).

WGI では幅広い核種がイメージング対象になるため、標的アイソトープ治療薬の可視化にも役⽴つと期待される。現在、放医研分⼦イメージング診断治療研究部（東 達也部⻑）と共同で、α線治療核種である 225Ac イメージングへの応⽤も進めている。

Figure 6 Realization of the whole gamma imaging (WGI) concept.
Conclusion

まとめ

The IPG has been a part of a new section, the Department ofAdvanced Nuclear Medicine Sciences (Director: Dr. MingRong Zhang), since April 2019. Two fundamental functions in
nuclear medicine, the development of radiopharmaceuticals
and the development of imaging instrumentation, areintegrated together under the new department, and this will
surely create an ideal research environment to push therealization of future PET systems.

2019 年 4 ⽉の改組にて、イメージング物理研究グ
ループは、新しく⽴ち上がった先進核医学基盤研究部（張 明栄 部⻑）の中に位置付けられた。核医学を⽀える 2 つの基盤技術である放射薬剤開発とイメー
ジング装置開発が⼀つの研究部として⽴ち上がった
ことにより、未来 PET の実現に向けた理想的な研究環境が整ったと⾔える。

5

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research2019 年度 イメージング物理研究グループ まとめ
グループメンバー
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
研究員（短時間）
博士研究員
主任技術員
技術員（短時間）
リサーチアシスタント
グループ事務担当（短時間）

山谷泰賀
吉田英治
稲玉直子、 高橋美和子
田島英朗、 錦戸文彦、 Akram Mohammadi（4 月昇任）
Md Shahadat Hossain Akram、 寅松千枝
Han Gyu Kang
岩男悠真
赤松 剛、 田久創大
脇坂秀克
小畠藤乃
大東尚真(4 月採用)、 鈴木海斗（7 月採用）
大野、 田中、 齋藤（5 月採用）

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
伊藤繁記
古河シンチテック㈱梅田 浩
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
黒澤俊介
東北大学
佐藤良彰
株式会社アトックス
椎谷洋彦
東京大学
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
多田和弘
富山高等専門学校
田中常稔
株式会社アトックス
新田宗孝
ミュンヘン大学
長谷川智之
北里大学
羽石秀昭
千葉大学
平野祥之
名古屋大学
山岸正和
富山高等専門学校
山下大地
株式会社アトックス
吉野将生
東北大学
主な研究協力先
共同研究先（50 音順、敬称略）
1
小尾高史（東工大）
2

佐藤雅昭（東大医学部）

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
7
8
9

公益社団法人日本アイソトープ協会
樋口隆弘（岡山大学）
人見啓太朗（東北大）
福永 雅喜（生理学研究所）

10

山谷泰賀・羽石秀昭（千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ）

1112

吉川 彰・鎌田 圭（東北大学）
Craig Levin（スタンフォード大）13

Katia Parodi・Peter Thirolf（ミュンヘン大学）

14

Anatoly Rosenfeld （ ウ ー ロ ン ゴ ン 大 学 ）Mitra Safavi-Naeini（ANSTO）

上ノ町水紀
大鷹 豊
岡田ロドリゴ勇司
小林茉莉子
田 東
仁科 匠
沼倉隼人
Foong Wei Seng
馬 煜茗
堀 圭佑

実習生（受入学生）（50 音順、敬称略）
東京大学 (高橋研究室 D2)
東京大学 (高橋研究室 D2)
富山高専 (高田研究室専攻科 1 年)
東京大学 (高橋研究室 M2)
東京大学 (呼吸器外科 D2)
千葉大学 （菅研究室 B4）
山形大学 （黒澤研究室 M2）
東京大学 (高橋研究室 M2)
千葉大学 (山谷研究室 B4)
千葉大学 （山谷研究室 B3）

テーマ（担当学生等）
吸収・エミッションの joint estimation に関する研究（呉博文)
肺移植後の慢性拒絶に対する核医学的非侵襲モニタリング法の確立と早期治療法の創成MRI 送受信コイルの電磁波による発熱の研究（M1 宮木大聖）
コンプトン-PET シミュレーション（B4 仁科 匠）
有機半導体放射線検出器の医療応用 （専攻科 1 岡田ロドリゴ勇司）
Si 検出器読出回路（M2 Zhong Zhihong）
2 光子検出断層撮像法(DPECT)の実証開発
22
Na ファントムの開発
PET-SPECT-MRI 同時イメージング法（PESM）の研究
臭化タリウムを用いた PET 検出器の開発
MRI 用 PET インサートの研究
画像提示による体動抑制システム法の研究（M1 鈴木海斗）
臨床 PET ベースの装置性能評価手法の研究（M1 大東尚真)
WGI 補正法の研究（B4 馬 煜茗)
機械学習による PET 画像セグメンテーション（B3 堀 圭祐）
新シンチレータ応用の研究
MRI 用 PET インサートの研究
In-beam PET シミュレーション・実験
QST 国際リサーチイニシアティブ(IRI)・Whole Gamma Imaging 研究
科研国際 B・日独共同小動物 OpenPET 実験プラットフォームの開発
重粒子線治療レンジ測定法の研究

共同研究契約1
2

共同研究先（50 音順）
株式会社アトックス
古河シンチテック

研究費授受
あり
なし

テーマ
ヘルメット型 PET 装置の実用化に関する研究
シンチレーション放射線検出器の核医学および環境計測への応用

6

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究グループ 2019(H31/R1)年度 研究費
運営費交付金（原則、人件費除く） [千円]
予算名
1
2
3
4
5

概要

脳機能の画像化による認知症やうつ病の新しい診断法の確立
統合D玉配分(BFAA2)
手術を伴わない新たながん治療
統合A玉配分薬の開発(BIAA1)
QST国際リサーチイニシアティブ QST内競争的資金(AAA96) 代表：山谷泰賀
ミュンヘン大学との研究交流費
光・量子イメージング技術を用いた疾患診断研究(BIAB1) 代表：山谷 グループ運営費
泰賀
理 事 長 フ ァ ン ド 創 成 (ABACA) 代
QST内競争的資金
表：山谷泰賀

6 外部資金間接経費戻し分

間接経費一部戻し→BIAB1 (12/16時点)

循環器領域を対象とする高感度PET イ
理 事 長 フ ァ ン ド 萌芽 (ABAGB) 代
7
メージング装置の開発に向けた探索的
表：赤松 剛研究
乳がん切除手術をガイドする術中
理 事 長 フ ァ ン ド 萌芽 (ABAGA) 代
8
optical/gamma ハイブリッド撮像装置の表：Han Gyu Kang開発
理 事 長 フ ァ ン ド 萌 芽 (ABAE8) 代 PET像ガイド下のロボット手術実現のた9
表：田島英朗めの基礎技術開発
Developing PET insert combining
理 事 長 フ ァ ン ド 萌 芽 (ABAE9) 代
10
parallel RF coil for ultrahigh field (UHF)
表：Md Shahadat Hossain Akram
MRI
理 事 長 フ ァ ン ド 創 成 (ABACR) 分 放射性核種64Cu標識抗体を用いた膵が11
担：田島英朗, 山谷泰賀
ん量子統合診療
合計

金額
内,人件費

グループ外の主な協力者
樋口真人(代表), 他（放医研）
0
河地有木, 山口充孝（高崎研）

14,700

0 東達也(代表), 他(放医研)

10,500辻厚至, 永津弘太郎（放医研）
Katia Parodi, Peter Thirolf, et al. (LMU)

10,000

7,037

8,014

0

6,000

0

3,197

0

1,000

0

1,000

0

1,000

0

750

0 小畠隆行(放医研), 福永雅喜(生理学研究所)

300

056,461

7,037

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）

吉井幸恵(代表), 東達也, 張明栄, 鈴木寿(放医研),
吉本光喜(国立がん研究センター), 松本博樹(日本メジフィジックス)

外部資金 [千円]事業

AMED先進的医療機器・システム等技術開発事業 基盤技術開発プ
ロジェクト 分担高精度な術前・術中生体機能診断を可能とする多目的可変型医療画像装置の
1 19he2202004h0201
AMED先進的医療機器・システム開発
等技術開発事業 基盤技術開発プ
ロジェクト 分担19he2202004h0501
早期がん診断を可能とする近接撮像型
共同研究
フレキシブルPET装置のためのデータ収株式会社MIT
集回路(DAQ)の開発
2
早期がん診断を可能とする近接撮像型
共同研究
フレキシブルPET装置のための微細シン
古河シンチテック株式会社
チレータアレイー検出器の開発

3

共同研究
株式会社アトックス

科学研究費
研究活動スタート支援19K21121

科学研究費
11
国際共同研究強化B 19KK0280
東北大学金属材料研究所
12
共同利用研究費
科学研究費
13
基盤研究(A)分担 17H01581

吉田英治, 山谷泰賀, 稲玉直 薄善行, 伊藤繁記(代表機関:
古河シンチテック株式会社),
4,560 子, 田島英朗, 錦戸文彦,
渡部浩司, 三宅正泰, 鎌田圭
Han Gyu Kang, 田久創大
(東北大学), 島添健次, 上ノ町水紀, 大鷹豊, 瀬戸泰之,
高橋美和子, 山谷泰賀, 岩男
900
愛甲丞, 岩田亮平, 大鐘健一
悠真, 赤松剛朗(東京大学)15,200

0

0

3,000

0

0

5,238

0

0

262 吉田英治, 他

―

2,095

0

0

105 山谷泰賀, 他―

山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, 高橋美和子, 岩男悠真, 赤松剛, 稲玉直子, 錦戸文彦,
700 Mohammadi Akram, Md
Shahadat Hossain Akram, 田久創大, Han Gyu Kang, 脇坂秀克, 小畠藤乃―

0

超高時間分解能タイムオブフライトPET
検出器のための光検出法の研究

3,000

0

500

750 錦戸文彦

３次元デジタルPET検出器の開発

2,100

0

0

630 吉田英治

―

1,800

0

0

540 赤松剛

―

1,600

0

0

480 田久創大

世界初のPET-SPECT-MRI同時イメージ
ング法（PESM）への挑戦

10

グループ外の共同研究者（代表者下線）

6,232

科学研究費
8
挑戦的研究(萌芽)18K19949
科学研究費
基盤研究(C)17K09076

グループ内メンバー（代表者下線）7,000

独自の形状に放射線源を密封したPET装置QA/QC用ファントムの開発
多核種同時撮像のためのコンプトンカメ
ラ機能を持つPET検出器の開発

9

間接経費

ヘルメット型PET装置の実用化に関する
研究

科学研究費
挑戦的研究(萌芽)19K22987
科学研究費
5
基盤研究(C)19K12857
科学研究費
6
若手研究(B)19K17185
科学研究費
7
若手研究(B)19K20723
4

直接経費
内人件費 内, 他機関分

課題名

A direct range visualization method by
C-10 3-gamma Compton-PET for C-ion
therapy
光学／ガンマ線ハイブリッド腹腔鏡の研究開発
日帰りがん治療実現に向けた日独共同
小動物OpenPET実験プラットフォームの開発
新規高エネルギー分解能シンチレータの開発と核医学への応用
肺移植後の慢性拒絶に対する核医学的非侵襲モニタリング法の確立と早期治
療法の創成
ADHDを合併した慢性疼痛のドパミン神経系を介する薬物療法の開発と脳内機序の解明―
樋口隆弘（岡山大学）, 齋藤
茂芳(大阪大学), 小畠隆行
(放医研)

1,500

0

0

山谷泰賀, 錦戸文彦, Md
450
Shahadat Hossain Akram

1,200

0

0

360 Mohammadi Akram

1,100

0

0

330 Han Gyu Kang

Seong Jong Hong (Eulji Univ)

山谷泰賀, 高橋美和子, Han
240
Gyu Kang, 田久創大

寅松千枝(東京女子医科大
学)

―

800

0

0

250

0

0

0 山谷泰賀

吉川 彰（東北大学）

200

0

0

60 高橋美和子

佐藤雅昭, 中島淳（東京大学）, 伊達洋至, 本山秀樹, 青山晃博(京都大学)

200

0

0

60 高橋美和子

笠原諭, 松平浩, 岡敬之(東
京大学)

14

科学研究費
基盤研究(C)分担 17K09029

15

科学研究費
基盤研究(B)分担 18H01920

形状がフレキシブルな有機半導体放射線検出器の高度化と新しい放射線量計
測手法の開発200

0060 錦戸文彦

16

科学研究費
挑戦的研究(萌芽)分担19K22942

透明半導体を用いた光子・電子ハイブ
リッド検出器によるチェレンコフPETの実
現

200

0

0

60 山谷泰賀, 錦戸文彦

17

科学研究費
基盤研究(B)分担19H03609

放射性標識抗体を用いた高分解能PETによる膵がん超早期画像診断法の開発
合計

人見啓太朗(東北大学)

100

0

0

46,783

6,232

500

7

30 山谷泰賀, 田島英朗
10,577

高田英治(富山高専), 人見啓太朗(東北大学), 高橋浩之,
飯本武志(東京大学), 岡田裕之(富山大学)
人見啓太朗, 野上光博（東北大学）, 金子純一（北海道大学）, 小野寺敏幸（東北工業大学）
吉井幸恵, 張明栄(放医研),
下瀬川恵久, 畑澤順, 渡部直史(大阪大学)

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Imaging Physics Group FY2019
Group members
Group Leader
Principal Researcher
Principal Researcher (part time)
Senior Researcher
Senior Researcher (part time)
Researcher
Researcher (part time)
Postdoctoral Researcher
Senior Technical Staff
Technical Staff (part time)
QST Research Assistant
Secretary (part-time)

Taiga Yamaya
Eiji Yoshida
Naoko Inadama,
Miwako Takahashi
Hideaki Tashima,
Fumihiko Nishikido, Akram Mohammadi (promoted in April)
Md Shahadat Hossain Akram, Chie Toramatsu
Han Gyu Kang
Yuma Iwao
Go Akamatsu,
Sodai Takyu
Hidekatsu Wakizaka
Fujino Obata
Shoma Ohigashi (from April),
Kaito Suzuki (from July)
M. Ohno,M. Tanaka,
Y. Saito (from May)

Visiting Researcher (alphabetical)
Hideaki Haneishi
Chiba University
Tomoyuki Hasegawa
Kitasato University
Yoshiyuki Hirano
Nagoya University
Takahiro Ida
ATOX Co., Ltd.
Shigeki Ito
Furukawa Scintitech Co.
Masaaki Kumagai
ATOX Co., Ltd.
Shunsuke Kurosawa
Tohoku U. / Yamagata U.
Munetaka Nitta
Ludwig-Maximilians-Universität München
Takashi Obi
Tokyo Inst. Tech.
Yoshiaki Sato
ATOX Co., Ltd.
Kengo Shibuya
University of Tokyo
Haruhiko Shiiya
University of Tokyo
Kenji Shimazoe
University of Tokyo
Mikio Suga
Chiba University
Hiroyuki Suzuki
Tokyo Inst. Tech.
Kazuhiro Tada
NIT, Toyama College
Eiji Takada
NIT, Toyama College
Tsunetoshi Tanaka
ATOX Co., Ltd.
Hiroshi Umeda
ATOX Co., Ltd.
Masakazu Yamagishi NIT, Toyama College
Taichi Yamashita
ATOX Co., Ltd.
Masao Yoshino
Tohoku University
Major collaborators
Collaboratos (alphabetical)
1
Masaki Fukunaga (NIPS)
2
Takahiro Higuchi (Okayama U)
3
Keitaro Hitomi (Tohoku U)
4
Japan Radioisotope Association
5
Craig Levin (Stanford U)
6
Takashi Obi (Tokyo Inst. Tech.)789Katia Parodi, Peter Thirolf(Ludwig-Maximilians-Universität München)
Anatoly Rosenfeld (U. of Wollongong),
Mitra Safavi-Naeini (ANSTO)
Masaaki Sato
(Dep. Thoracic Surgery, U Tokyo Hospital)

10

Mikio Suga (Chiba U CFME)

11

Eiji Takada (NIT, Toyama College)

12

Hiroyuki Takahashi, Kenji Shimazoe(University of Tokyo)

13

Taiga Yamaya, Hideaki Haneishi(Chiba U CFME)

14

Akira Yoshikawa, Kei Kamada (Tohoku U)

Collaborative research contracts
Collaborators (alphabetical)
1
ATOX Co., Ltd.
2
Furukawa Scintitech Corporation

Trainee / Internship (alphabetical)
Keisuke Hori
Chiba University (Yamaya-lab. B3)
Mariko Kobayashi
University of Tokyo (Takahashi-lab. M2)
Ikumei Ma
Chiba University (Yamaya-lab. B4)
Takumi Nishina
Chiba University (Suga-lab. B4)
Hayato Numakura
Yamagata University (Kurosawa-lab. M2)
Yuji Rodrigo Okada NIT, Toyama College (Takada-lab. AC1)
Yutaka Otaka
University of Tokyo (Takahashi-lab. D2)
Foong Wei Seng
University of Tokyo (Takahashi-lab. M2)
Dong Tian
University of Tokyo (Dep. Thoracic Surgery)
Mizuki Uenomachi
University of Tokyo (Takahashi-lab. D2)

ThemesResearch on PET inserts for MRI
Research on simultaneous PET-SPECT-MRI imaging device
Development of TlBr PET detectors
Development of 22Na phantoms
Research on PET inserts for MRI
Joint estimation of emission and attenuation
In-beam PET sim/exp,
QST-IRI collaboration for WGI development,
Development of an in-beam PET platform for small animal irradiation
Research on range verification for carbon ion therapy
Early diagnosis of chronic rejection after lung transplantation by nuclear
medicine
Absorption of electromagnetic waves from MRI RF coil (M1 Taisei Miyaki)
Compton-PET simulation (B4 Takumi Nishina)
Medical application of organic semiconductor detectors (AC1 Yuji Rodrigo
Okada)
Read-out circuit for Si-detectors (M2 Zhong Zhihong)Development of dual photon emission computed tomographHead movement suporession by displaying images (M1 Kaito Suzuki)
Scanner performance evaluation from clinical PET images (M1 Shoma Ohigashi)
Correction methods for WGI (B4 Ikumei Ma)
PET image segmentation using machine learning (B3 Keisuke Hori)
Application of new scintillators
Funding
Yes
No

ThemesResearch on practical realization of the helmet PET
Scintillation detectors fror nuclear medicine and environment8

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

FY2019 (H31/R1) Imaging Physics Group Grants
Internal budget (basically excluding labor cost) [x1,000 yen]
BudgetNote

Realization of a new imaging1 based diagnostic method for For Integration Plan D
dementia and depression (BFAA2)
Researchon
newcancer2 radiopharmaceutical drugs (BIAA1) For Integration Plan A
QSTInternational
Research
Internal competitive grant
3 Initiative (IRI) (AAA96)(for collaboration with LMU)
PI: Taiga Yamaya
Research on diagnosis methods
4 using photon and quantum imaging For group operation
technologies (BIAB1)
QST President's Fund (ABACA)
Internal competitive grant5
PI: Taiga Yamaya
6 Returned indirect expense
Part of indirect→BIAB1 (as of Dec. 16)
QST President's Fund (ABAGB)
Exploratory simulation study of a high7
PI: Go Akamatsu
sensitivity cardiac-dedicated PET system
QST President's Fund (ABAGA)
Intraoperative optical/gamma imaging for
8
PI: Han Gyu Kangbreast cancer surgery
QST President's Fund (ABAE8)
Basic technology development towards PET
9
PI: Hideaki Tashima
image guided robot surgery
Developing PET insert combining parallel RF
QST President's Fund (ABAE9)
10
PI: Md Shahadat Hossain Akram
coil for ultrahigh field (UHF) MRIQST President's Fund (ABACR)
Quantum theranostics with 64Cu-labeled11
Hideaki Tashima, Taiga Yamaya
antibody for pancreatic cancer
Total

AmountLabor

Main collaborators outside the group (PI underlined)
Makoto Higuchi, et al. (NIRS)
Naokoi Kawachi, Mitsutaka Yamaguchi (Takasaki)

14,7000

10,5000 Tatsuya Higashi, et al. (NIRS)

10,000

7,037

8,014

0

6,000

0

3,197

0

1,000

0

1,000

0

1,000

Atsushi Tsuji, Kotaro Nagatsu (NIRS),
Katia Parodi, Peter Thirolf, et al. (LMU)

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

0
Takayuki Obata (NIRS)
Masaki Fukunaga (NIPS)
Yukie Yoshii, Tatsuya Higashi, Ming-Rong Zhang, Hisashi Suzuki (NIRS),
0
Mitsuyoshi Yoshimoto (NCC), Hiroki Matsumoto (Nihon Medi-Physics)
7,037

750

0

3,000
59,161Competitive grants [x1,000 yen]
Project

Theme

AMED Development of Medical
Devices and Systems (CoDevelopment of a multi-purpose
investigator)transformable medical imaging device for
1 19he2202004h0201
AMED Development of Medical advanced pre- and intra-operative
Devices and Systems (Co- functional diagnosis
investigator)
19he2202004h0501
Collaborative research
DAQ development for a close-up flexible
MIT Corporation
PET(Undercontract
procedure)
2
Collaborative research
Development of high-resolution scintillator
Furukawa Scintitech Corporationarray detector for a close-up flexible PET(Under contract procedure)
3

Collaborative research
ATOX Co., Ltd.

Research on practical realization of thehelmet PET

KAKENHI
Investigation of scintillation photon
4 Grant-in-Aid
for
Challenging detection for ultra high resolution time-ofResearch (Exploratory) 19K22987 flight PET detectors
KAKENHI5 Grant-in-Aid
for
Scientific Development of a digital DOI-PET detector
Research (C) 19K12857
KAKENHI
Development of new sealed radioactive
6 Grant-in-Aid for Young Scientists
phantoms for PET system QA/QC(B) 19K17185

Direct expense
Labor Distributed

Indirect
expenseMembers in the group(PI underlined)
Eiji Yoshida, Taiga Yamaya,
Naoko Inadama, Hideaki
4,560
Tashima, Fumihiko Nishikido,
Han Gyu Kang, Sodai Takyu

Collaborators outside thegroup
Yoshiyuki Usuki(PI: Furukawa
Scintitech), Hiroshi Watabe,
Kei Kamada(Tohoku U), Kenji
Shimazoe, Yasuyuki Seto(UTokyo), et al.

15,200

0

0

3,000

0

0

Miwako Takahashi, Taiga
900 Yamaya, Yuma Iwao, Go
Akamatsu

5,238

0

0

262 Eiji Yoshida, et al.

―

2,095

0

0

105 Taiga Yamaya, et al.

―

7,000

6,232

0

700 Akram, Md Shahadat Hossain Akram, Sodai

Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima,
Miwako Takahashi, Yuma Iwao, Go Akamatsu,
Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Mohammadi―

Takyu, Han Gyu Kang, Hidekatsu Wakizaka, Fujino
Obata, Munetaka Nitta

3,000

0

500

750 Fumihiko Nishikido

Keitaro Hitomi (Tohoku U)

2,100

0

0

630 Eiji Yoshida

―

1,800

0

0

540 Go Akamatsu―

KAKENHI
Development of a PET detector with a
7 Grant-in-Aid for Young Scientists function of Compton camera for multi(B) 19K20723
nuclides simultaneous imaging

1,600

0

0

480 Sodai Takyu―

KAKENHI
Challenge for the world's first simultaneous
8 Grant-in-Aid
for
Challenging
PET-SPECT-MRI (PESM) imaging
Research (Exploratory) 18K19949

1,500

0

0

Taiga Yamaya,
450 Fumihiko Nishikido, Md
Shahadat Hossain Akram

1,200

0

0

360 Mohammadi Akram

1,100

0

0

330 Han Gyu Kang

Seong Jong Hong (Eulji Univ)

Taiga Yamaya, Miwako
240 Takahashi Han Gyu Kang,
Sodai Takyu

Chie Toramatsu (TWMU)

KAKENHIA direct range visualization method by C-10
9 Grant-in-Aid
for
Scientific3-gamma Compton-PET for C-ion therapy
Research (C) 17K09076
KAKENHI
Optical / gamma hybrid laparoscope
10 Grant-in-Aid
for
Research
research and development
Activity Start-up 19K21121
KAKENHI
Japan-German collaboration to develop a
11 Fostering
Joint
International small animal OpenPET experiment platform
Research (B) 19KK0280
toward single day cancer therapy
Development of a novel high energy
Collaborative Research Program
12
resolution scintillator and its application for
at IMR Tohoku U
nuclear medicine
Developmentofminimally
invasive
KAKENHIapproaches for early diagnosis of chronic
Grant-in-Aid
for
Scientific13
rejection after lung transplantation by
Research (A) 17H01581 (Conuclear medicine and their treatment
investigator)
methodKAKENHIMechanisms related with dopaminergis
Grant-in-Aid
for
Scientific14system of attention-deficit hyperactivity
Research (C) 17K09029 (Codisorder in patients with chronic pain
investigator)
KAKENHI
Development of advanced flexible organic
Grant-in-Aid
for
Scientificsemiconductor radiation detectors and new
15
Research (A) 18H01920 (Coradiation measurement techniques
investigator)

Takahiro Higuchi (NCVC),
Shigeyoshi Saito (Osaka U),
Takayuki Obata(NIRS)
―

800

0

0

250

0

0

0 Taiga Yamaya

Akira Yoshikawa (Tohoku U)

200

0

0

60 Miwako Takahashi

Masaaki Sato, Jun Nakajima (UTokyo), Hiroshi Date, Hideki
Motoyama, Akihiro Aoyama(Kyoto U)

200

0

0

60 Miwako Takahashi

Satoshi Kasahara, Ko
Matsudaira, Hiroyuki Oka (UTokyo)

200

0060 Fumihiko Nishikido

Eiji Takada (NIT, Toyama College),
Keitaro Hitomi (Tohoku U), Hiroyuki
Takahashi, Takeshi Iimoto (U Tokyo),
Hiroyuki Okada (Toyama U)

16

KAKENHI
Development of a photon and electron
Grant-in-Aid
for
Challenging
hybrid detector using transparent
Research (Exploratory) 19K22942
semiconductors for Cerenkov PET(Co-investigator)

200

0

0

60

Taiga Yamaya, Fumihiko
Nishikido

Keitaro Hitomi, Mitsuhiro
Nogami(Tohoku U), Junichi
Kaneko(Hokkaido U), Toshiyuki
Onodera(Tohoku Inst Tech)

17

KAKENHI
Grant-in-Aid
Research (B)investigator)

100

0

0

30

Taiga Yamaya, Hideaki
Tashima

Yukie Yoshii, Ming-Rong
Zhang(NIRS), Eku
Shimosegawa, Jun Hatazawa,
Tadashi Watabe(Osaka U)

46,7836,232

500

10,577Development of high-resolution PET imaging
for
Scientificfor early pancreatic cancer with radio19H03609 (Colabeled antibody
Total

9

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Data of Imaging Physics Group (FY2009-FY2019)
Fiscal year

2009

2010

2011

2012

2013

2014

2015

2016

2017

2018

2019

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

48,913
17,666
17,44513,802

61,869
8,092
16,81236,965

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

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

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

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

102,369
36,13920,00045,53043,6301,900
70096,207
26,177
20,05049,98049,480
500

4
1
3
0

6
1
4
1

6
1
3
2

6
1
3
2

6
1
3
2

7.4
1
3.5
2.9

8.7
2
2.7
4

8.0
2
3.0
3

9.3
2
4.5
2.8

11.0
3
6.0
2.0

11.0
3
6.0
2.0

41
10.3
1,193

56
9.3
1,105

54
9.0
2,674

63
10.5
1,725

72
12.0
1,861

48
6.5
2,536

58
6.7
2,027

51
6.4
1,493

50
5.4
1,423

59
5.4
1,735

78
7.1
1,233

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

9
2.3
5,435

9
1.5
6,874

5
0.8
28,876

7
1.2
15,52111
1.8
12,182

14
1.9
8,694

4
0.5
29,3917
0.9
10,878

11
1.2
6,466

7
0.6
14,624

14
1.3
6,872

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

7
4
3
1.8
6,988

13
11
2
2.2
4,759

5
3
2
0.8
28,876

13
6
7
2.2
8,358

14
1
13
2.3
9,572

5
2
3
0.7
24,342

14
0
14
1.6
8,397

8
1
7
1.0
9,518

8
2
6
0.9
8,891

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

2
4
6
4
9

3
14
3
5
2

5
2
2
20
20

4
1
11
30
20

6
2
6
6
10

2
7
5
11
13

3
4
7
11
12

11
7
8
13
8

8
11
5
5
13

7
16
7
3
17

7
31
7
5
9

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

2009

2010

2011

2012

2013

2014

2015

2016

2017

2018

2019

Group members (employee only, alphabetical)
Staff
―
―
Res. (2011/9-2012/1)
―
―
―
―
―
―
―
阿部貴之 Takayuki Abe
―
―
―
―
―
Postdoc (2014/5-2017/4)―――
Abdella M. Ahmed
―
―
―
―
―
―
―
―
Postdoc (July-)
赤松 剛 Go Akamatsu――
Postdoc (2011/7-2014/10)
―
―
―
―
―
平野祥之 Yoshiyuki Hirano
―
―
―
―
―
―
Postdoc
Senior Res.
Md Shahadat Hossain Akram
Researcher
Senior Researcher→(part-time) Principal Researcher
稲玉直子 Naoko Inadama
―
―
―
―
―
―
Postdoc
Researcher
岩男悠真 Yuma Iwao
―
―
―
―
―
―
Postdoc (2015/10-2016/3)―――
Jiang Jianyong
―
―
―
―
―
―
―
―
―
Researcher
Han Gyu Kang
―
―
―
―
―
Postdoc (-2015/7) Researcher (2015/8-)
Senior Res.
Akram Mohammadi――――
Researcher (part-time)
―
―
―
―
―
中島靖紀 Yasunori Nakajima
Senior Res. (July-)
Researcher
錦戸文彦 Fumihiko Nishikido
―
―
―
―
―
―
―
―
Res.
(2017/10-2018/10)―
新田宗孝 Munetaka Nitta――
Assistant (part-time)
Technical Staff (part-time)
小畠藤乃 Fujino Obata
Principal Res.
高橋美和子 Miwako Takahashi
―
―
―
―
―
―
―
Researcher (2016/11-)
Postdoc
田久創大 Sodai Takyu
Senior Res. (July-) →permanent―
Postdoc
JSPS Fellow (-2014/9)→Researcher (2014/10-)
田島英朗 Hideaki Tashima
Senior Res. (part-time) 2016/10―
―
―
―
―
―
―
寅松千枝 Chie Toramatsu
Technical AssistantTechnical Staff
脇坂秀克 Hidekatsu Wakizaka
Team Leader (permanent)
山谷泰賀 Taiga Yamaya
Researcher
Senior Researcher→permanent Principal Res.
吉田英治 Eiji YoshidaStudents (pre-doctoral fellows)
QRA (2019/4-)
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
大東尚真 Shoma Ohigashi
QRA (2018/6-19/2)
―
―
―
―
―
―
―
―
―
奥村勇介 Yusuke Okumura
―
―
―
―
―
―
―
QRA (2016/11-2018/1)――
蛭海元貴 Genki Hirumi―
Junior Res. Associate
―
―
―
―
―
―
―
木内尚子 Shoko Kinouchi―――
Junior Res. Associate―――
新田宗孝 Munetaka Nitta―――
Junior Res. AssociateRes. (part-time)
―
―
―
―
―
品地哲也 Tetsuya Shinaji
QRA(2019/7-)
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
鈴木海斗 Kaito Suzuki
Junior Res. Associate
―
―
―
―
―
―
―
―
―
矢崎祐次郎 Yujiro Yazaki
Res. = Researcher or Research
QRA = QST Research Assistant10

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究グループの研究費推移
Research budget of Imaging Physics Group
Research budget [x1,000yen]

160,000
140,000

Total

120,000
運営費交付金（人件費除く）
Internal budget (excl. labor)

100,000
80,000

外部資金
Competitive grant

60,00040,000
内部競争的資金Internal competitive grant

20,000
0
2010

2011

2013

2014

2015

2016

2017

2018

2019

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

80

160,000

学会発表件数
Conference presentations

70

140,000

60

120,000

50

100,000

40

80,00030

60,000

研究費（右軸）
Expense (right axis)

20

40,00010

20,000

-

0
2009

2010

2011

Numbers

2013

2014

2015

2016

2017

2018

2019

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

16

件数

2012

160,000

14

140,000

12

120,000

10

100,000

8

80,0006
4
2

60,000

査読付き論文数
Peer-reviewed articles

特許 Patents

研究費（右軸）
Expense (right axis)

40,00020,000

-

0
2009

2010

2011

2012

2013

2014

2015

11

2016

2017

2018

2019

Expense [x1,000yen]

Conference presentations

2012

Expense [x1,000yen]

2009

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

PET 用 DOI 検出器開発の歴史（「次世代 PET 研究会 2018」2018」特別講演より
特別講演より）
より）
村山秀雄
茨城県立医療大学 客員教授
「PET 用 DOI 検出器開発の歴史」というタイトルで話を致しますが、DOI というのは Depth Of Interaction、深さ
位置情報のことで、要するに３次元のコーディングという意味です。コーディングには当然２次元があって、現在もそうですが、PET 装置の主流というのはブロック検出器、すなわち２次元コーディング方式です。従って、DOI
検出器に至る前の技術として、ブロック検出器を避けて通ることはできません（図 1、図 2）。

次世代PET研究会2018 (2018-1/22)

PET用
用DOI検出器開発の歴史
DOI検出器開発の歴史
PET                                                                            

話自体はブロック検出器、DOI 検出器、PET 装置の試作の３つに分けます。まずはブロック検出器ですが、PET 用検出器の基本的特性を明確にしましょう。ガンマ
線計測のポイントはシングルフォトンの検出ですが、PETではそのエネルギーが 511keV であり、ガンマカメラに比べて高いのが特徴です。更に同時計数を行うので時間精度が問題となります。また、感度向上の要求に叶う立体計測の手法、それに伴い生じる計数率特性や大量の散乱線の問題もあります。検出器への要求は多方面にわたりますが、安価に抑える努力も当然必要です。

茨城県立医療大学客員教授

村山秀雄
図1

PET 用検出器の歴史
ブロック検出器（ ２次元コーディング方式）
1983 年 ２次元検出器の開発。（ME. Casey, R. Nutt）
1998 年 LSO をPET装置に使用。（ ME. Casey ）2000 年 GSO をPET装置に使用。（JS. Karp）
DOI 検出器（ ３次元コーディング方式）

どういう放射線検出器が PET 用検出器に適するでしょうか。放射線検出器としては、大きく分けてシンチレー
ション検出器と半導体、それに気体検出器があります
が、感度が重要なので検出素子には固体を選ぶのが最適です。そうすると、シンチレーション検出器か半導体ということになりますが、両者の違いは信号の出力方式にあります。半導体ではガンマ線で生じた 2 次電子の飛程に沿って直接生み出される多数の電子・正孔対を電極に集めますが、シンチレーション検出器の場合、2次電子の飛程に沿って間接的に生み出される可視光を集めます。一見、放射線を直接電気信号に変える半導体と比べて、シンチレーション検出器の方はまどろっ
こしいと思うかもしれませんが、時間の早さでいいますとこちらの方が優れています。速度の遅い電子・正孔対は電極に到達するまで時間がかかるだけでなく、個々の電子・正孔ごとに到達時間はばらつきます。それに対して可視光は異なる場所で発生しても電極までの光の到達は速く、時間的応答が良好です。そのため PET ではシンチレーション検出器がよく使われます。

1998 年 波形弁別DOI検出器を開発。（ S. Yamamoto）
1998 年 ３層３次元検出器を開発。（ H. Murayama ）2000 年 ４層３次元検出器を開発。（N. Inadama）
2002 年 ドイツ・ミュンヘンで HRRT 試作。（K. Wienhard）
2005 年 放医研で jPET-D4 試作。（T. Yamaya, E. Yoshida）
図2

PET 用
シンチレータ
80mmφ大型GSO単結晶

シンチレータ

BGO

LSO

GSO

ゲルマニウム酸ビ
スマス

ケイ酸ルテチウム

ケイ酸ガドリニウ
ム

発光減衰時間
（ns）

300

40

30 - 60

相対発光量

8

60

18

7.13

7.35

6.71

(NaI(Tl):100）密度（g/cc）

LYSO, LGSO, LuAG, LaBr3 , CeBr3 , …
図3

12次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

511keV のガンマ線を検出するシンチレータとしては、
基本的に原子番号の大きい方が光電効果を活かせるので好ましく、BGO とか LSO、GSO、その他いろいろなシンチレータが PET 用として開発されてきました（図 3）。
それでも 8 割以上検出したいとなると厚さが 3 cm 程度のシンチレータが必要です。

PET 用受光素子
従来：光電子増倍管(PMT)の２次元配列

真空管受光素子
PS-PMT（位置感応型）

フラットパネルPMT

半導体受光素子

シンチレータで発生する可視光を電気信号に変換する受光素子も重要です（図４）。従来から光電子増倍管が受光素子に利用されています。これは真空管なのですが、ノイズが少ないということで使われてきているわけです。しかし、真空容器であるガラスの厚みに妨げられてその小型化には困難がありました。解像度を向上させるためにシンチレータ素子の幅を小さくすると、光電子増倍管が大きいためシンチレータ素子の稠密配列が実現できません。そこで、複数の小さな電極を同一真空管内に並べた位置感応型の PS-PMT や、より大規
模なフラットパネル PMT が開発されてきたわけです。最近は、ノイズの低い半導体受光素子として、APD すな
わちアバランシェ・フォトダイオードや、シリコン PM が開発され、利用されるようになってきました。

APD（アバランシェ・
フォトダイオード）

SiPM (ガイガーモードAPD, MPPC)

図4４連結BGO検出器
全身用PET：Positologica-II の検出器
1982年 PET用１次元位置検出器を開発

DOI-PET に行く前段階として、かつて放医研で開発した４連結 BGO 検出器の話を致します（図 5）。それは、
田中栄一先生の話（次世代 PET 研究報告書 2018p.9）にもありましたが、放医研の Positologica シリーズにおける全身用 PET 装置である Positologica-Ⅱの検出器に使われました。先ほどお話ししたように、光電子増倍管に小さな結晶をつなげるとなると、それらの大きさの違いをどこかで克服する必要があります。当時、位置感応型ではない光電子増倍管を用いる必要性から、4つのシンチレータ素子を 2 つの光電子増倍管に接続す
るコーディング方式を考案しました。外側の素子と中側の素子とは遮光されていますが、中側 2 つの素子の間は Transparent Adhesive、透明な接着剤でつながれています。特に、接着剤は素子とは異なる屈折率をもつ材質を選ぶことで光学的な不連続体を形成しているのが特徴です。具体的にはシンチレータ BGO の結晶素子
は屈折率が 2.15、接着剤はシリコンゴムで 1.5 です。外側の素子 C1、C4 の発光は PMT-X もしくは PMT-Y にのみ信号を出力しますが、内側の素子 C2、C3 の発光
は PMT-X と PMT-Y の両者に信号を出力します。これが最初のコーディング方式、即ち 1 次元コーディングでして、後の DOI 検出器につながる非常に重要なステップだったと思います。

最初のコーディング方式（１次元）
H.Murayama, et al: Nucl. Instr. Meth.,192, pp.501-511, 1982.

図5４連結BGO検出器
ガンマ線ビーム照射の応答

一様照射の応答
図6

４連結BGO検出器

図 6 左は、4 連結 BGO 検出器に一様にガンマ線を照射した場合に、2 つの PMT-X と PMT-Y の出力 X、Yを 2 次元表示した分布像です。一様に当てても４つのピ
図713次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

ークに分かれます。また図 6 右の上下は、それぞれ外側と内側の素子の間にガンマ線のビームを照射した結果ですが、ピークが 1 つになる予想と反して 2 つ現れており、しかもその 2 つのピーク位置はスライド左のピーク
位置と同じです。勿論、中側の素子 2 つが切断されずに 1 体であれば、このようなピークは現れません。放射線は、結晶素子にあまねく当たっているわけですけども、
あたかもそれぞれの素子 C1、C2、C3、C4 の中央の１点でのみ光っているように見えます。素子中のいろいろな所で発光しているにもかかわらず、特定の１点で発光しているように見えるというのがポイントです。こういう形
で、結晶素子ごとに検出した放射線のカウントを容易に区別できます。
4 連結 BGO 検出器の信号処理を行う回路系と処理中の信号波形を一部お見せします（図 7）。検出器からの出力信号をリアルタイムに高速でアナログ処理します。
そして、このような高速回路を組み込んだ 4 連結 BGO
検出器は、90 kcps の高計数率測定の環境にあっても正常に機能していることが実証されました。図 8 はその実験結果を示しています。
PET は、ガンマカメラと違ってガンマ線の飛来方向を知るためのコリメータを使いませんから、検出素子にガンマ線がめったやたら入ってきます。高計数率でも低計数率の場合と同様の性能を発揮し、放射能強度に対する直線性が高計数率条件でも保たれることが非常に重要となるわけです。

４連結BGO検出器
4連結BGO検出器

ビーム走査の検出器応答（高計数率特性）

ビーム走査の検出器応答

図8

全身用PET装置開発
1982年 Positologica‐II,
放医研，日立メディコ
四連結BGO検出器

K.Takami, et al: IEEE Trans. Nucl. Sci., NS-30, pp.734-738, 1982.

図9

一歩先行する米国のPET装置開発

全身用の Positologica-Ⅱが放医研で成功した後、Positologica-Ⅲという形で京都大学でも臨床で全身用PET が使用されました（図 9）。図 9 右は 4 連結 BGO
検出器に信号処理回路を組み合わせた検出器ユニットの写真です。
4 連結 BGO 検出器は 1 次元コーディング方式です
が、これから 2 次元コーディング方式であるブロック検
出器はすぐ思い付くはずです（図 10）。私は、4 連結
BGO 検出器の仕事を終えて暫くして、アメリカのブルッ
クヘブン国立研究所に 1 年間滞在することになりました。
米倉先生が以前滞在されていた研究所です。滞在中の共同研究課題として私は 2 次元コーディング方式の検出器開発を提案しました。すると、それはもうアメリカ
国内で提案されており今やっている最中だよという話になって、非常に残念な思いをしました。私がゆっくりしていた気のゆるみが原因です。とにかく、２次元コーディン
グ方式に基づくブロック検出器の開発は先を越され、ブロック検出器を用いた PET 装置 ECAT がアメリカの CTI
により製品化されました。

ブロック検出器

1985年 ECAT, CTI

２次元コーディング方式に基づくブロック検出器をいち早く開発
図10

PET用２次元検出器：ブロック検出器
6 x 6 結晶配列

反射材
ガンマ線で
一様照射

ガンマ線の一様照射で２次元座標 (X, Y)上に現れる計数分布

結晶ブロックの上から見た反射材の構造

Anger 位置演算
１つのシンチレータ
板でなく、多数の小型結晶素子配列にする理由

結晶素子に対応する
格子状の計数ピーク
構造を形成

図11

14

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

ここで、ブロック検出器の原理についてお話しします（図１１）。例えば６ x ６、すなわち 6 行 6 列の結晶配列を考えます。結晶素子の間には反射材が挿入されています。それに A、B、C、D の４つ出力がある位置感
応型の PS-PMT を付け、４つの信号を使って Anger 方式で位置演算をします。結晶ブロックの上面からガンマ線を一様に照射しますと、2 次元座標 (X, Y) 上にそれぞれの結晶素子に対応する格子状の計数ピークを形成します。１つのシンチレータではなく、多数の小型結晶素子配列にする理由は、ここにあります。これは先ほど説明した４連結 BGO 検出器と相通じる原理です。

PET用ブロック検出器の例
By Casy and Nutt, CTI
1985年
ライトガイドあり
結晶配列
4x８

1986年
ライトガイドなし
結晶配列
８x８
図12

典型的な PET 用ブロック検出器というのは、その後もCTI を中心に開発が進み、最初はシンチレータと小型
結晶ブロックの間にライトガイドを入れていたのですが、結晶ブロックを刻む溝をうまく細工して不用となリました。
出力信号から、時間情報、位置情報、エネルギー情報の全てが得られます。これが現在世界中で広く使われている PET 用ブロック検出器の原理です。
これら（図 12）は実際に CTI で作られた PET 用ブロック検出器です。検出器を円周上に並べて検出器リングを形成しますが、更に多層化をすると体軸方向の視野が広がります。今までは 3 次元を 2 次元の断層面構造とみなして 2 次元計測をしていたのですが、こうなると、斜めに放出される放射線は計測されず余りにもったいない。それで感度向上のため本格的な立体計測をするということになりました。

PET再構成画像の統計ノイズ
計数に依存する
K
sN =PET再構成3 N)1/2(d
画像の統計ノイズ:d : 空間分解能N : 総計数値（K : 比例定数）

高解像度の実現には、更なる高感度化が必要！

(A) 1.0 x 108 counts(B) 1.0 x 106 counts
図13

立体計測によるPETの感度向上(A) ２次元(2D)PET

PETの感度は、立体計測で飛躍的に向上(B) ３次元(3D)PET

何で感度が必要かといいますと、PET 再構成画像の統計ノイズの式がありまして、画像の画素ごとのノイズというのは空間分解能の 2 分の 3 乗に逆比例し、総計数
値の 2 分の 1 乗に逆比例します（図 13）。要するにカウント数が減るとノイズが増加してしまう。いかに高い空間分解能にしても、画素ごとの値が減少しノイズが増加してしまっては意味がない。勿論平滑フィルタをかければノイズを抑制できますが、せっかくの高分解能を活かせません。高解像度の実現にはさらなる高感度化が必要となります。

放出ガンマ線の数百分の１しか検出していない

十分な検出器厚のまま
立体角を増す要するに感度を稼ごうと思うと体軸方向へ検出器リングを増やすだけでなく、検出器径を小さく検出器長を長くすることになります（図１４）。斜めは撮らない
2D-PET から斜めも撮る 3D-PET へと進化しました。ただし、3D-PET 用には新たな画像再構成法が必要となります。この時期になると、先ほど田中先生が紹介されたように、3D-PET 用画像再構成というのが非常に進歩しました。

1980 ～ 1990年代に3D-PET用画像再構成法の研究が進む。

同時計数による計測

検出器径を小さく検出器長を長く
図143D-PET用画像再構成法

Prof. Michel Defrise○ベルギー・ブルッセル
自由大学
理論物理学出身のPET研究者●３次元逆投影には数時間を超える処理時間がかかる。
FORE法（近似法）
で解決 (1997年)

様々な画像再構成法が提案されたのですが、

図15

15

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

3D-PET 用画像再構成法においては、2 次元投影デー
タに 2 次元フィルタ処理をして 3 次元逆投影を行うのが特徴です。しかし、3 次元逆投影は膨大な処理時間を要するため、3D-PET の実用化を阻んでいました。先ほどの田中先生のお話のように、ここで Defrise 先生がFORE 法を見つけられ、この問題を解決しました（図15）。FORE 法は、3 次元逆投影を行わず 2 次元逆投影のみで３次元画像が得られる近似法です。

PETの高感度と高解像度を両立
従来型ブロック検出器

DOI 検出器

その結果、ハード側も真剣に 3D-PET 用の検出器を考える気運が高まり、本題の PET 用 DOI 検出器が世界的な競争になりました。

図16

DOI（深さ位置情報）というのは、要するに今まで 2 次元の結晶素子配列による 2 次元コーディングであったのが、結晶素子の深さ方向も含めて 3 次元コーディン
グされるということです（図１６）。この良さというのは端的に言いますと、検出器を近づけても解像度を保って感度を上げられるということです。従来型ブロック検出
器ですと、中心のところだけ解像度が良く、端に行くと同時計数する対向検出器がハの字になり解像度が劣化します。更に体軸方向を広く取りますとその劣化度は一層増します。感度を増やそうとして、検出器径を小さく
検出器長を長くすると解像度が悪くなるという、こういうジレンマがあったわけです。それに対して DOI 検出器を使えば、感度を損なわないで解像度が維持できるわけです。

様々なDOI検出器の提案
Depth PMT

(B)

EnergyPMTX(C)

Position-sensitive
photodiodeY

Light yield

X with no band
X with band
Charge amplifier

Array ofphotodiodes

Y

Photodiode

Y

Y

(D)

X
PMT

Black band

Light yield

(A)

PMT

X

Y

PMT

Position of scintillation
Position of scintillation

(E)

(F)

(G1)

(G2)
Y

X
Pulse shapediscriminator

1

2

X

Y

1

3

2

PMT

Position of scintillation

3

(H1)

(H2)
X

PMT

Y
X

Pulse shapeAngerdiscriminator + logic

Y

Position of scintillation

図17

波形弁別DOI検出器の例
検出器の例
波形弁別
Dahlbom (1997)
山本誠一 (1998)
Seidel(1999)

こういうことで、今までは解像度を劣化させないために検出器径を大きくしていたのですが、検出器径を小さくして感度が更に上げられるということになります。

発光波形の異なる結晶

PET 試作機
8x8 crystal matrix
LSO-fast/ GSO-slow

HRRT (2002)

Pulse shapediscriminator

1

2

3
PMT

いろいろな DOI 検出器が世界中で提案されました（図 17）。1990 年代に非常に盛んでしたが、現在でも研究は行われています。これらは、基本的に大きく分けて２つのタイプに分かれます。

1
2
3
PMT
Pulse shapeAngerdiscriminator + logic

１つは、シンチレーションの発光の仕方が違う結晶を多層に重ねる波形弁別方式です（図 18）。波形弁別
DOI 検出器では、出力パルスの波形を弁別をすることによって、層の違いが弁別できます。２次元のほうは波形ごとに Anger 方式で行います。

２層検出器

１次元位置検出器の拡張
(A1)

光分配

(A2)

Light yield

X

Y

Position of scintillation

PMTs at one side

(B2)

(B1)
X

Light yield

Miyaoka (1998)

YX

もう１つは光分配方式です（図１９）。1 次元位置検出器の拡張で、ガンマ線が当たって光ると両端の X と Y
でそれぞれ出力を得ます。その比を取れば発光場所が分かります。ただし、このままですと一方の受光素子が体にぶつかるので、中央で折り曲げて受光素子を同じ側に並べます。一方、長い 1 本のシンチレータの代わりに短いシンチレータを多層とし、出力をデジタル化した

図
図18
18

村山秀雄 (1998)

Y

X

Y

Position of scintillation
図19

16

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchのが私の基本的なアイデアです。

2層光分配
層光分配DOI検出器
検出器
層光分配

２次元位置演算 (X, Y) の分布
Y

光を４個の受光素子で受けることにより、各結晶素子ごとの発光を個別に弁別できる

X(C, 1)

48mm

４出力信号(C, 2)(C, 1)
30mm

光分配 DOI 検出器を 2 x 2 結晶配列の２層で簡単に説明します（図２０）。下層の結晶間には反射材が入っており、上層は透明なシリコンゴムで結合されています。A、B、C、D ４つの受光素子で出力し、X、Y の位置
演算をします。上層 (C、1）で光った場合は、出力 C が少し大きく、A、B、D はほぼ同じとなりますから、2 次元
座標 X、Y 上の原点近くに位置します。一方、下層 (C、2）で光った場合は、C がかなり大きくて A、B、D は非常に小さくなるということで、座標 X、Y 上の原点から遠くに位置します。要するに、３次元の位置情報が重なることなく２次元にマッピングされるということです。

村山秀雄 (1998)

第１層
反射材

A

B

C

D

(C, 2)

４出力信号

第２層
256ch. フラットパネル PS-PMT

２層(浜松ホトニクス（社）製)

受光素子

A
A

B

C

D

D

C
B
H. Murayama, et al: IEEE Trans. Nucl. Sci., NS-45, pp.1152-1157, 1998.

図20

3層光分配DOI検出器を実現

田中先生が退職された後、放医研で PET 装置の開発をやる人が私以外いなくなったので、私は立体計測研究班を立ち上げました。所外の人に呼び掛けて共同研究を続けたわけですけども、３層光分配 DOI 検出器の実現を次の目標にしました（図 21）。

1997年度～1999年度： 立体計測研究班

それぞれが 10 mm の細長い GSO 結晶と PS-PMTで構成した３層光分配 DOI 検出器の実験結果を見ま
すと、３つずつ 3 層が分かれました（図２２）。PMT の出
力を全部足せばエネルギー情報になります。しかし、３層ではやはり物足りない。次に４層 DOI 検出器を目標にしましたが、もう１つ入れようと思っても無理ですね。４層ではどうしてもピークがくっついてしまいます。

H. Murayama, et al: IEEE Trans. Nucl. Sci., NS-47, pp.1045-1050, 2000.

図21

３層光分配DOI検出器
検出器
３層光分配

そこで、光分配方式と波形弁別を併用した 4 層光分
配-波形弁別方式を考案しました（図２３）。GSO 結晶
は、ドープするセリウム濃度を変えると波形が変わります。
蛍光減衰時定数 35 ナノ秒と 60 ナノ秒の２種類の GSOが得られますので、それらを 2 層ずつ組み合わすことで、波形弁別と光分配を併用して 4 層が弁別できました。
しかし、もう少し良い方法はないかなということで参考になった方式があります。浜松ホトニクスさんや、海外の大学で発案した別の光分配方式です（図２４）。要す
るに上層と下層の結晶配列を互いに結晶素子幅の半分だけずらします。ずらしておけば上層の結晶は下層の結晶の間に 2 次元座標上にマッピングされ、重ならずに弁別できます。

村山秀雄 (2000)
GSO結晶

３層

Block 1
Block 4Block 2Block 3Block 2Block 4Block 1

Block 316ch
PS-PMT

Block 3 の結晶素子
ごとのエネルギー分布
図22

4層光分配
層光分配-波形弁別
検出器
層光分配 波形弁別DOI検出器
波形弁別
稲玉直子 (2002)

4層

GSO結晶

これをうまく取り入れて我々が考えたのは、今まで 2x 2 結晶素子の多層配列をセルとして、光学的にはそれぞれ独立させていたのを、わざと下層の反射材を一部開けた構造としました（図２５）。このようにセル間の光を互いに行き来させるようにしたところ、2 層結晶配列の２次元分布が非常にきれいになりました。次世代
PET 装置開発プロジェクトでは、この改良型 4 層光分配

セリウム添加量で蛍光波形が変わる

波形弁別

0.5mol%(2,4 層)1.5mol%(1,3 層)図23

17

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research-波形弁別 DOI 検出器を採用しました。

他の光分配位置検出器
浜松ホトニクス (2001)

放医研で行った４層 DOI-PET 装置の試作についてお話しします。図２６は 2001 年度から放医研でスタートしたプロジェクトにおいて、jPET-D4 と名付けた頭部用PET 装置の性能目標です。検出素子層数が 4 ということで、従来に比べると検出素子数が 10 倍に増えます。
大量の GSO 結晶が必要ですが、GSO のインゴット製造と結晶素子の加工は独自技術を持つ日立化成工業に依頼しました。性能目標には、いろいろなところでブレー
クスルーがあります。要点をまとめますと、今までは視野を広げ検出器径を小さくすると解像度が劣化するというのがネックだったのですけども、従来解像度が視野
中央で 5 mm だったのを 3 mm に改善します。視野の端で 10mm に劣化していたのを、これも 3 mm に抑える。
しかも感度は 3 倍以上とする。高計数率特性も 5 倍向上するというような性能目標を掲げてやったわけです。

McGill Univ., Montreal (2003)

図24

光分配DOI検出器の改良
検出器の改良光分配
4層光分配-波形弁別DOI検出器
48mm

折田斉倫 (2003)

30mm
30mm

48mm

2.9 x 2.9 x 7.5 mm の GSO 結晶 1024 個を 16 x 16
x 4 に並べた結晶ブロックを浜松ホトニクスで新しく開発した 256 チャンネルフラットパネル光電子増倍管に結合したのが検出器ユニットです（図２７）。それを 5 つ並
べて検出器モジュールとし、検出器モジュール 24 個を円周上に並べて頭部用の装置 jPET-D4 とすることにしたわけです。結晶素子総数が Positologica-Ⅰのときには 64 個でしたが、jPET-D4 では 12 万個という膨大な数になっているので試作年数もかかります。

256ch. フラットパネル
256ch.
フラットパネル
光電子増倍管光電子増倍管反射材

結晶素子の同
定精度向上
結晶

反射材を
一部抜いた

受光
素子

図25

頭部用PET装置jPET-D4の性能目標
2001年度：次世代PET装置開発研究プロジェクトが重点研究課題としてスタート

装置開発は５ヵ年計画でやりました。まず４年かけて１検出器リングを作り、もう１年で５検出器リングを完成しました。検出器ユニットの結晶ブロック内では反射材が入れ子になっています、この反射材は 65 ミクロンの非常に薄いマルチレイヤーポリマーミラーで、スリーエム社製です。反射材を入れる作業は結構面倒で、会社に依頼しても安価では作れないと言われます。そこで、我々は先ず作業用治具を開発して作業効率を向上し、人海戦術で作業を行うことにしました。頼りは千葉大学、
東京工業大学、早稲田大学などの学生・院生です。勿
検出部構成

12万個
の結晶素子

当時の商用 PET 装置

次世代 PET 装置

検出素子

BGO

GSO

検出素子層数

1層

4層

検出素子数

12,000個程

120,000個以上

受光素子

光電子増倍管(18 mm角)

52 mm角の位置感応型 PMT

検出素子数／受光素子

16 個程度1000 個以上

検出器ユニット数

250 個程度

120 個以上

体軸視野15 cm 程度

25 cm 以上

同時計数番地
データ収集モード)程度

ヒストグラムモードのみ

1 G ( 109 )以上

リストモード

解像度

5 mm

3 mm

感度

30 kcps/MBq 程度

100 kcps/MBq 以上

同時計数時間窓

20 ns 程度

10 ns 以下

同時計数転送速度

2 Mcps10 Mcps 以上

程度

図26

検出器ユニット用結晶ブロック組立（量産）

従来装置の6〜8倍
データ量は50倍

蛍光体
結晶

10 M (

107

検出器リング直径

検出器ユニットの総数：120個
検出器ユニット

検出器モジュール

結晶配列
フラットパネル
光電子増倍管
（256ﾁｬﾝﾈﾙ）

5検出器

ガントリー
体軸視野
Output
D

260mm
図27

OutputC

OutputA
OutputB

作成した結晶ブロック
図28

18

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

論アルバイト代は出しましたが、それでうまくいったということでございます。

結晶素子弁別の自動処理技術を確立 吉田英治 (2004)
頭部用試作機 jPET-D4 の結晶素子総数： 122,880 !
1.5 mol%:Ce (layer 3 and 4)

0.5 mol%:Ce (layer 1 and 2)結晶ブロックの作り方ですが、先ず反射材にレーザー加工で刻み目を入れて折り目を付け、治具を使って結晶素子の配列にそれを織り込んでいくと１層分が仕上がります（図２８）。それを４つ作って重ね合わせ、それぞれの層の間に薄くシリコンボンドを塗り押し付けます。
６時間放置しておきますと固まり、最後はテフロンテー
プを巻いて結晶ブロックが完成です。治具を用い作業
手順を決めてやりましたから、作業者の違いによる製造
品のバラツキを極力抑えることができました。

Uniform irradiation: 511 keV gamma ray
図29

次の挑戦は結晶ブロック内の結晶素子の弁別です。
ガンマ線の一様照射で確かに２次元分布図は得られるのですが、この分布図から結晶素子をどう弁別したら良いでしょうか。先ず格子状に分けて、各格子内で「ばってん印」を付ければ良さそうですが、いちいち手動でやっていると大変なわけです。これを自動化するのが次の課題です。吉田くんがこの課題を見事に解決してくれました。総数 122,880 個にも及ぶ結晶素子弁別の自動処理技術を開発できたということが非常に重要でした（図２９）。

jPET-D4用DOI検出器ユニット（浜松ホトニクス）
256ch. flat panel PS-PMT

ASIC（増幅回路）
50mm

30mm

加算回路

放医研で作った結晶ブロックに光電子増倍管を結合し、必要な電子回路を接続する作業は、浜松ホトニクスに依頼しました（図３０）。下の写真が完成した検出器ユニットです。

図30

検出器ユニット120個の装置組込120 個の検出器ユニットと装置のガントリーを浜松ホ
トニクスから放医研に搬入して、装置への組み込みを行いました（図３１）。5 つの結晶ブロックを並べて専用ケースに収め検出器モジュールとし、24 個の検出器モジュールをガントリーへ円周状に設置しました。

2005年10月

jPET-D4 ガントリー
120個の検出器ユニット

図３２が完成した試作機 jPET-D4 です。中心感度は110kcps/MBq で、100kcps/MBq 以上にするという目標が達成されました。解像度も全視野で 3 mm 以下にするという目標も達成しました。具体的なデータで示し

図31

2005年末に頭部用試作機完成

高解像度と高感度を達成
DOIC 画像再構成法：DOI-PET装置用画像再構成法
を開発

FWHM resolution [mm]6.0

non-DOI
DOI

5.0

nonDOI

4.0
3.0

DOI

2.0

1 layer

80

60

40

20

0
300

400

500

600

LLD (keV)

視野中心感度
20

40

60

80

100

Radial offset [mm]Radial resolution (DOIC + 3D OSEM)
図32

4 layers
100

LLD(keV)0

断面内視野：30 cm
体軸視野：26cm

120

200

1.0
0.0

中心感度：110kcps/MBq
解像度：全視野で3mm 以下

山谷泰賀（2004年）

感度：100kcps/MBq
以上を達成
Sensitivity (kcps/MBq)

解像度：全視野で2mm台
DOI 効果を実証

120

400-600keV

9.0%

250-600keV 12.6%
図33

19

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

ます。

jPET-D4の２次元画像再構成画像
山谷泰賀 (2005)

DOI 効果により、視野周辺で解像度の劣化が起きない

図３３左は中心からの視野の距離と解像度との関係です。DOI 方式でない場合は視野の端に行くと悪くなっていたのが、DOI 方式では 2 mm 台に収まっています。
画像データを得るには DOI 方式用の新たな DOIC 画像
再構成法が必要ですが、山谷さんがこれを開発しました。右図はエネルギースレッショルドと感度との関係です 。 250 keV の エ ネ ル ギ ー ス レ ッ シ ョ ル ド で100kcps/MBq 以上を達成できました。

2D ML-EM
画像再構成

図３４は多数の点線源群からなる 2 次元の画像です
けども、確かに DOI 方式では視野の端で解像度の劣化が起きていません。図３５は DOI 方式の効果を端的に示したデモンストレーション用の画像です。図３６は実際にボランティアに FDG を投与して、jPET-D4 で測定した頭部の画像です。

1.7mm の68Ge-68Ga線源を6mm間隔に配置

DOI検出器 の効果

図34

視野周辺でも解像度が劣化しない（2 mm 直径 68Ge-68Ga 線源、 5.0 mm 間隔に配置 ）ここまで行くには実は、検出器以外の分野でも多くの工夫が必要でした（図３７）。jPET-D4 では、従来のPET より膨大なデータが派出しますので、高速に信号処理する必要があります。そのためフロントエンド回路では ASIC、即ち特定用途向け IC は不可欠ですが、この分野は浜松ホトニクスに担当してもらいました。さらに同
時計数データの収集で従来採用されてきたヒストグラ
ムモードの代わりに、イベント・バイ・イベントでデータを収集するリストモードを用いました。画像再構成前の処理に必要なノーマリゼーションや各種の補正に対しても、DOI 方式用に新たな方式が必要になってきます。これらの問題を大学の若い人や企業の方と協力して、克服していったということでございます。

jPET-D4従来型PET
図35

jPET-D4 でボランティア測定（FDG）

要するに総合力が問われるわけで、放医研がやったのは基本的には研究総括でして、大学の方には基礎研究を担っていただきました（図３８）。
スキャン条件・2.82mCi FGD・投与100分後から、66分測定

2005年12月19日
図36

4層DOI-PET装置の開発：総合力

DOI-PET装置の要素技術
DOI検出器放医研

リストモードタイムスタンプ方式

シンチレータ

フロント
エンド回路
ASIC

・
・
・

同時計数
回路

フラットパネル
PMT

オールジャパン

データ収集装置

千葉大、東工大、東大、
早稲田大、筑波大、北里大、神戸高専

前処理
検出素子応答測定システム

散乱線測定システム

研究総括、結晶ブロック製作、
装置パラメータ調整、測定

ノーマリゼーション

基礎研究、先端研究

偶発同時計数補正
散乱線補正

吸収係数測定システム

DOI-ＰＥＴ装置

高感度
高解像度
高計数率

浜松ホトニクス

吸収補正

新規受光素子高速信号処理回路
ガントリー

画像再構成
図37

日立化成
高品質蛍光体結晶
小型結晶加工処理

島津製作所
システム設計ソフトウエア開発
図38

20

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

次世代PET装置の開発：総合力

図39

特殊技術や部品その他については浜松ホトニクス、
日立化成工業、ソフトの一部は島津製作所が分担し、要するにオールジャパンの体制でプロジェクトを実施しました。
光分配DOI検出器の更なる改良
光分配検出器の更なる改良

図３９は試作装置の完成を記念して撮った写真です
が、これを見ても分かるように 50 代の年寄りは私だけで、他の皆さんは 20 代、30 代です。若い研究者、技術者を育てたという意味でも、非常に良いプロジェクトであったと思っています。

津田倫明 (2004)

同一結晶４層への拡張
reflector

反射材の挿入方式を工夫

Reflector arrangement

層ごとの照射その後津田さんが中心になって、光分配 DOI 検出器のさらなる改良を行いました（図４０）。同一結晶だけで４層 DOI を達成する方法です。反射材の入れ方を工夫
すれば 2 次元座標上へのマッピングに４つの異なるパターンがあるので、それぞれの層に異なるパターンの反射材を対応させるわけです。各層ごとに２次元座標上へのマッピングが重ならないように反射材を入れる。これで同一結晶の４層 DOI 検出器が可能になったという

2D position histogram

同一結晶４層DOI検出器
図40

同一結晶4層DOI検出器の例 LYSO

同一結晶４層DOI検出器の例 GSO
津田倫明 (2004)

Cystal block ( 12 × 12 × 4 )Crystal: LYSO (Lu:98%, Y:2%)
Crystal size: 1.44 mm x 1.44 mm x 4.5 mm

Crystal block (16 × 16 × 4)
Crystal: Gd2SiO5 (Ce: 0.5 mol %)津田倫明 (2004)

Size: 1.42 mm x 1.42 mm x 4.5 mm: first: second: third: fourth

モデル図

全
層
に
一
様
照
射

（上面一様照射）2D position histogram

小動物用の４層DOI検出器
図41

図42

21

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

ことでございまして、これは結晶が GSO の場合です（図４１）。結晶素子のサイズは 1.42 mm で従来の半分ぐらいになっています。結晶ブロックの端でちょっとぼけていますが何とか弁別できています。図４２がさらに明るい
結晶の LYSO で構成すると非常にきれいな 2 次元分布になります。この検出器は小動物用 PET 装置に利用できます。

過去（ 12年以上前）におけるPET装置研究
2006年までの2006年までの PET装置研究の
PET装置研究の Review（Phys. Med. Biol. 創刊50周年記念号）
Muehllehner G, Karp JS: Phy Med Biol, 51, R117-138, 2006.

（１） 引用文献 68 件

欧米中心（２） 日本はそのうち４件 ( 6 % )○ Tomitani(1981年) ：TOF-PETの画像再構成『Phys. Med. Biol.』は、われわれの分野の代表的な雑誌ですが、創刊 50 周年記念号というのがありまして、
Muehllehner さんと Karp さんが 2006 年までの PET 装置の研究を Review しています（図４３）。その中で PET
装置関係の引用文献は 68 件ありましたが、ほとんど欧米中心です。残念ながら日本はたった４件です。6 ％しかない。でもよく見ると、全部これは放医研が絡んでいました。富谷さんの TOF-PET の理論的な仕事、千田先生がまとめた Positologica-Ⅲの特性。それから我々の DOI 関連が 2 つです。

○ Sendaら (1985年) ： Positologica-III の特性○ Yoshidaら(2006年) ：頭部用４層DOI検出器の特性○ Tsudaら (2006年) ：小動物用４層DOI検出器開発
図43

次世代PET研究会2018(2018-1/22)

PET用
DOI検出器開発の歴史
PET
用DOI
検出器開発の歴史
ー まとめ ー
PETの普及に貢献し臨床利用を支えるブロック検出器
高解像度と高感度をともに達成するDOI検出器

同一結晶の４層 DOI 検出器方式は、乳房がん検診
用 PET 装置に利用すべく、島津製作所で更なる発展がありました。今まで結晶ブロックを構成する結晶素子
数は 1024 でしたが、４倍の 4096 個の結晶素子で構成された究極の高解像度 DOI 検出器です。この DOI 検出器を採用した乳房専用 PET 装置「Elmammo」の開発に係る産学官連携は、厚生労働大臣賞として功労者表彰を授与されました。勿論ここに至ったのは、多くの方の貢献によります。

DOI検出器搭載のPET試作機
jPET-D4で性能向上を実証

ご静聴有り難うございました図44

まとめです（図４４）。ブロック検出器は PET の臨床利用を支えていますが、PET の持つ潜在能力を活かして高解像度と高感度を共に達成する DOI 検出器を開発し、試作機 jPET-D4 で性能向上を実証したということであります。以上、ご清聴ありがとうございました。

本稿は、2018 年 1 月 22 日にベルサール八重洲（東京）にて開催された「次世代 PET 研究会 2018」（量子科学技術研究開発機構 放射線医学総合研究所 主催）での特別講演を、ほぼそのままの形で紙面に再現したものです。村山先生が統括された jPET 開
発プロジェクトはイメージング物理研究グループのルーツであり、本ご講演は、バトンを受け取った我々への貴重なメッセージでもありました。村山先生、ご講
演ありがとうございました。
編集担当： 放射線医学総合研究所
田中真澄、田島英朗、山谷泰賀

22

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

History of DOI-PET detector development（From the “Workshop on Next Generation PET 2018” keynote speech））
Hideo Murayama
Visiting Professor, Ibaraki Prefectural University of Health Sciences

In this keynote speech, I will be talking about the history ofWorkshop on Next Generation PET 2018 (2018-1/22)

DOI-PET detector development. DOI stands for Depth Of
Interaction, which in other words means 3D coding. Naturally,

History of DOIDOI-PET Detector Development

there is still 2D coding too and typical PET scanners use
block detectors, that is a 2D coding method. Accordingly, we
cannot avoid considering the block detector as a technology                                                                             that precedes DOI detectors (Figs. 1, 2).
My speech is divided into three sections, discussing theblock detector, DOI detector and PET scanner prototyping.

Hideo MurayamaStarting with the block detector, I want to clarify the basic

Ibaraki Prefectural University of Health Science
Vising Professor

properties of PET detectors. The basis of gamma counting is

Fig. 1the detection of single photons and a characteristic of PET
detectors is that photon energy is 511 keV, higher than for
gamma cameras. Since coincidence counting is conducted
too, temporal accuracy becomes an issue. Moreover, there

History of PET detector development

are the issues of 3D measuring techniques that meet thedemandsofsensitivity

improvement

andassociatedcounting rate characteristics and large amounts of scatteredradiation. A wide range of demands is made of detectors and,Block detector（ 2D coding method）
1983 Development of 2D detector（ME. Casey, R. Nutt）
1998 LSO used for a PET system（ ME. Casey ）2000 GSO used for a PET system（JS. Karp）

naturally, efforts to keep the price low are required too.
DOI detector（ 3D coding method）

What kind of radiation detector would be suitable for PET

1998 Development of Phoswich DOI detector （ S. Yamamoto）

detectors? Broadly speaking, radiation detectors can be1998 Development of 3-layer 3D detector （ H. Murayama ）2000 Development of 4-layer 3D detector （N. Inadama）

divided into scintillation detectors, semiconductor detectors

2002 Prototyping of HRRT in Munich, Germany （K. Wienhard）

and gas detectors but since sensitivity is of importance,

2005 Prototyping of jPET-D4 at NIRS （T. Yamaya, E. Yoshida）

selecting a solid body as detecting element is most suitable.

Fig. 2This would mean a scintillation or semiconductor detector,
which are different in terms of their signal output method. In
the case of semiconductor detectors, large numbers ofelectron – hole pairs which are produced directly in line with

Scintillators for
PET

the range of secondary electrons created by gamma rays,
are collected at the anodes. In the case of scintillation

80mmφ large GSO monocrystal

BGO

LSO

GSO

Bismuthgermanate

Lutetiumorthosilicate

Gadolinium
oxyorthosilicate

Decay time（ns）

300

40

30 - 60

Relative light
output (NaI(Tl):100）

8

60

18

radiation directly into electrical signals, but it is superior interms of speed. It not only takes time for low velocity

Density（g/cc）

7.13

7.35

6.71

Scintollator

detectors, visible light that is produced indirectly in line withthe range of secondary electrons is collected. At first glance,
you might think that scintillation detectors are sluggish
comparedtosemiconductor

detectors

whichconvertelectron-hole pairs to reach the electrodes but travelling
times vary between individual electron-holes. In contrast,

LYSO, LGSO, LuAG, LaBr3 , CeBr3 , …
Fig. 323

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

travel of light to the photocathodes is fast, even if originatingin locations with varying visible light, and time response isfavorable. For that reason, scintillation detectors are often

Photodetectors for PET
Conventional: 2D
array of photo
multiplier tube (PMT)

PS-PMT（Position
sensitive type）

Vacuum tube photodetector
Flat-panel PMT

used for PET.
For scintillators detecting 511 keV gamma rays, elementswith high atomic numbers are fundamentally preferable since
they can utilize the photoelectronic effect, and BGO or LSO,
GSO and other various scintillators have been developed for

Semiconductor photodetector

APD(avalanche photodiode）

SiPM (Geiger-mode APD, MPPC)PET (Fig. 3). If detection of 80% or over is wanted thenscintillators of about 3 cm thickness are needed.
Photodetectors, which convert visible light generated by

Fig. 4scintillators into electric signals, are important too (Fig. 4).
Conventionally,

photomultiplier

tubes

are

used

as

photodetectors. These are vacuum tubes but are usedbecause they are low noise. However, hampered by the

Quad BGO detector
Detector of whole-body PET：Positologica-II
1982 Development of 1D position detector for PET

thickness of the glass forming the vacuum chamber,miniaturization has always been difficult. When reducing thewidth of the scintillator elements to increase resolution, aclosely packed array of scintillator elements cannot be
achieved because of the large photomultiplier tube.
Therefore,

position-sensitive

PS-PMTs

with

multiple

small-sized photocathodes arranged inside identical vacuum

The first coding method（１D）

tubes and large flat panel PMTs have been developed. In
low-noisesemiconductor

photodetectors,

APDs,

or

H.Murayama, et al: Nucl. Instr. Meth.,192, pp.501-511, 1982.

Fig. 5avalanche photodiodes and silicon PM have been developed
and come into use recently.

Quad BGO detector

Before going into the DOI-PET detector, I will discuss the

Response of gamma-ray beam irradiationquad BGO detector that was developed by the National
Institute of Radiological Sciences (NIRS) (Fig. 5). As wasoutlined by Prof. Eiichi Tanaka (2018 Report on PET Imaging
Physics Research, page 17) this was used for the detector in
the Positologica-Ⅱ, a whole-body PET scanner in the NIRS
Positologica series. As I said before, if small crystals arearranged in a photomultiplier tube, the difference in theirsizes must be overcome somewhere. Because of the need
to use photomultiplier tubes that were not position-sensitive

Response of uniform irradiation
Fig. 6a coding method was conceived at the time where four
scintillator elements are coupled to two photomultiplier tubes.
Outer and inner elements are shaded from each other but

Quad BGO detector

the two inner elements are coupled using a transparent
adhesive. Its particular characteristic is that by selecting
adhesive material with a different refractive index than theelements, an optically isolated array is formed. In specificterms, the refractive index for scintillator BGO crystal
elements is 2.15 and 1.5 for the silicone rubber adhesive.
Signal output is only to either PMT-X or PMT-Y for emission
from outer elements C1, C4 but to both PMT-X and PMT-Y
for emission from inner elements C2, C3. This is the initialcoding, or 1D coding, method, and I think this is a very
important step to the subsequent DOI detector.

Fig. 724

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 6 (left) shows the distribution pattern in 2D for output
X, Y of PMT-X and PMT-Y for uniform gamma ray irradiation

Quad BGO detector
Quad BGO detector

for a quad BGO detector. Even if irradiation is uniform, fourpeaks can be seen. Moreover, the top and bottom images on
the right in Fig. 6 show the results for gamma ray irradiation
for the outer and inner elements. Contrary to expectations,
not one, but two peaks are found and moreover, locations ofboth peaks are identical to the peak location in the image on
the left. Naturally, these kinds of peak are not seen if theinner elements are not isolated and form a single unit.
Radiation of the crystal elements is all over but it looks as if it

Detector response of beam scanning（High count rate performance）

Detector response of beam scanning

only scintillates at the one central point of the elements C1,

Fig. 8C2, C3 and C4 respectively. Although emission is at various
places on the elements, the fact that it looks as if emission isat one specific point is key. In this form, radiation counts
detected for each of the crystal elements can be easily
distinguished from each other.

Development ofa Whole-body PET system
1982 Positologica‐II,
NIRS，Hitachi Medical Corporation
Quad BGO detector

Figure 7 shows the signal processing circuit system for thequad BGO detector and part of the signal waveforms being
processed. The output signal from the detector is subjected
to high-speed analog processing in real time. Quad BGO
detectors incorporating this kind of high-speed circuits havebeen proven to function normally even in high count rateenvironments of 90 kcps. Figure 8 shows its test results.

K.Takami, et al: IEEE Trans. Nucl. Sci., NS-30, pp.734-738, 1982.

Fig. 9Since, different from gamma cameras, PET does not use acollimator to determine the direction gamma rays come from,gamma rays enter the detector elements indiscriminately.

PET system development one-step ahead in US

Performance at high count rates is the same as at low countrates and it is very important that linearity in relation toradioactivity can also be maintained under high count rate
conditions.
After the successful development of the whole-bodyPositologica- Ⅱ scanner by NIRS, Kyoto University also
started using a whole-body PET scanner in a clinical setting,in the form of Positologica-Ⅲ (Fig. 9). The photograph on
the right in Fig. 9 is a detector unit combining a signal

Block detector

1985 ECAT, CTI

Quick development of a block detector based on 2D coding method

processing circuit and a quad BGO detector.

Fig. 10The quad BGO detector uses 1D coding, which should
immediately bring the block detector to mind which uses the
2D coding method (Fig. 10). A short time after finishing my

2D detector for PET: block detector
6 x 6 crystal array

Reflector
Uniform irradiationof gamma rays

work on the quad BGO detector, I went to the US for a year’s

Count distribution of 2D
coordinates (X, Y) in uniform
irradiation of gamma rays

residency at the Brookhaven National Laboratory. This is thelab that Prof. Yonekura stayed at before. During my stay, I
proposed the development of a detector using the 2D coding
Reflector structurefrom top side of acrystal block

method. It turned out that this had already been proposed in
the US and to my intense regret the project was already inprogress. I blame myself in taking my eye off the ball. In any

Anger position calculation
Reason to use an arraycomposed of large number

case, I was pipped at the post in developing a block detectorof small crystals, instead of

Lattice-shaped
count peaks
corresponding tocrystal elements

one scintillator board

based on the 2D coding method and American company CTI
Fig. 1125

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchbrought out the ECAT PET scanner.

Examples of block detectors for PET
By Casy and Nutt, CTI

I will now discuss the principles underpinning the blockdetector (Fig. 11). Let us consider a 6x6 crystal array, that is

1985

crystals arranged in 6 columns and 6 rows. Reflectors areWith light guideinserted between the crystal elements. A position-sensitive

Crystal array
4x８

PS-PMT with four outputs, A, B, C and D, is attached andthese four signals are used for the position calculations using

1986
Without lightguide

the Anger method. Uniform irradiation by gamma rays fromthe surface of the crystal block results in lattice-shaped countpeaks corresponding to the respective crystal elements on

Crystal array
８x８

the 2D coordinates (X, Y). This is the reason for using an

Fig. 12array of small crystals as opposed to one scintillator, which isa principle it has in common with the quad BGO detector I

Statistical noise in PET
reconstruction image

described before.
Development of the typical PET block detector continued,
mainly at CTI, and initially a light guide was placed in
between the scintillator and the small crystal block, but thisStatistical noise
in a PET image
depends on total
count:sN =K(d3 N)1/2

d : Spatial resolution
N : Total count（K : Constant）

Realization of high-resolution requires
further sensitivity improvement！

was no longer needed once a way was found to cut slots inthe crystal block. Information on time, location and energy
can all be obtained from the output signals. This is theunderpinning principle of the PET block detectors that are
currently widely used world-wide.
These (Fig. 12) are the PET block detectors actually
manufactured at CTI. A ring of detectors is formed and by(A) 1.0 x 108 counts

using multiple layers the field of view is extended along theSensitivity improvement of
PET by solid measurement

body axis. So far, 3D bodies were regarded as structuresconsisting of 2D cross-sectional planes and as such were
measured in 2D but oblique projection rays were therefore
not measured, which is very wasteful. Therefore, to increase

Sensitivity of PET improves
dramatically by solid measurement

Coincidence measurement(A) 2D PET(B) 3D PETOnly one out of hundreds ofemitted gamma-rays is detected

sensitivity, true 3D measurements were introduced.

(B) 1.0 x 106 counts Fig. 13

Increase solid angle keeping
enough detector thickness

The reason why sensitivity is required is that in the statisticalnoise equation for reconstructed PET images, the noise foreach image pixel is in inverse proportion to spatial resolution
to the third power and in inverse proportion to the total countto the half power (Fig. 13). In other words, as the count

Small detector ring diameterLong detector length

decreases, noise increases. However high the spatial

Fig. 14resolution, there is no point if the value for each pixel
decreases and noise increases. Naturally, noise can becontrolled by applying a smoothing filter but no use is madeof the valuable high resolution. To achieve high resolution,

Image reconstruction method for 3D-PET
1980 ～ 1990s

Progress on 3D-PET image reconstruction method

Measured projection dataacquisition method
Processing method

higher sensitivity is required.

Prof. Michel Defrise

Depending on
Image reconstruction algorithm
Acceptance angle

So to realize sensitivity, not only should the number ofAcceptance angle○Free University ofBrussels, Belgium

3D image domain

2D projection image

PET researcher fromtheoretical physics

detector rings be increased along the body axis, but the
Projection plane

detector should be lengthened and its diameter should be

3D PET image reconstruction method

reduced (Fig. 14). In this way, the 2D-PET, which did not

3D measured
projection data

capture oblique rays, evolved into the 3D-PET, which does
capture obliques rays. However, 3D-PET requires a newthan hours of calculation time
3D back projection

3D filter processing

image reconstruction method. At this time, enormous●3D back projection takes more

Data conversion

2D Fourier transform3D filter processing

Data density
interpolation processing

2D back projection

3D Fourier inverse

2D filter processing

3D back projection

3D reconstructed
image

Resolved by FORE
（Approximate
method）(1997)
Fig. 1526

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Managing both high sensitivity and highresolution of PET

progress was made with image reconstruction for 3D-PET,
as Prof. Tanaka outlined earlier.

Conventional block detector

Various image reconstruction methods were proposed, but
the characteristic feature of image reconstruction for 3D-PET
is to apply 2D filter processing to 2D data followed by 3D
back projection. However, 3D back projection requires large
amounts of processing time, hampering the practical

DOI detector

application of 3D-PET. As outlined earlier by Prof. Tanaka, it
was Prof. Defrise who found the FORE algorithm and solved
this problem (Fig. 15). The FORE algorithm is anapproximation algorithm where 3D images are obtained
Fig. 16

using only 2D back projection, without performing 3D backprojection.

Proposals of various DOI detectors
hardware issues and the PET-DOI detector, the subject ofDepth PMT

(A)

(B)

EnergyPMTX

Y

this speech, became an area of global competition.

(C)

Position-sensitive
photodiodeLight yield

X with no band
X with band

DOI refers to 3D coding that includes crystal depth

Charge amplifier

(E)

(F)

1

2

(G1)

(G2)

inverted

Y
X

2

Y

PMT

Position of scintillation

3

(H1)

(H2)
X

PMT

Y
X

Pulse shapeAngerdiscriminator + logic

when, towards the edges, the facing detectors performing
an

PMT

1

3

detectors resolution is good only in the center but degrades
acquireY

X
Pulse shapediscriminator

if the detector is brought closer. With the conventional block

counting

X

Position of scintillation

resolution can be maintained and sensitivity increased evencoincidence

PMT

Position of scintillation

information in what was 2D coding using 2D crystal arrays(Fig. 16). The good thing about this is, in short, thatY

PhotodiodeYY

Array ofphotodiodes

(D)

X
PMT

Black band

Light yield

This fueled the desire to seriously consider 3D-PET detector

Y

Position of scintillation

Fig. 17

V-shape.

Furthermore, it degrades further if a wider FOV is taken
along the body axis. The dilemma in increasing sensitivity
was that lengthening the detectors and reducing theirdiameter results in degradation of resolution. In contrast, theExample of Phoswich DOI detector Crystals with different
emission waveforms

Dahlbom (1997)
Yamamoto (1998)
Seidel(1999)

use of a DOI detector maintains resolution without losing
sensitivity.

PET prototype
HRRT (2002)

8x8 crystal matrix
LSO-fast/ GSO-slow

Pulse shapediscriminator

1

2

3
PMT

Up to that point, detector diameter was increased to avoid
degradation of resolution, but now detector diameter can be
reduced while further increasing sensitivity.

1
2
3

variety of DOI detectors have been proposed around theworld (Fig. 17). The 1990s saw many of these, but they are

PMT
Pulse shapeAngerdiscriminator + logic

2-layer detector

still studied now. They can be broadly divided into theFig. 18

following two types.

Extension of 1D position detector
One uses waveform discrimination, where crystals with

(A1)

(A2)

Light sharing
Miyaoka (1998)

different scintillation emission are arranged in multiple layers
Light yield

DOI detector can detect differences between layers. For 2D,
the Anger approach is used for each waveform.
The other one uses the light-sharing approach (Fig. 19). An

photodetectors on one side face the body and therefore,

Y

Position of scintillation

PMTs at one side

(B2)
X

Light yield

Position of emission is clear from its ratio. However, this way

X

(B1)

extension of the 1D position detector, it obtains the output for
the X and Y at both ends when hit by the gamma rays.

Y

X(Fig. 18). By identifying various pulse shapes, a phoswich

Murayama (1998)

Y

X

Y

Position of scintillation
Fig. 1927

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchbending them in the center, the photodetectors are lined up

2-layer light sharing DOI detectorHideo Murayama (1998)

on the same side. My basic idea was to replace individual
scintillators with multiple layers of short scintillators anddigitize the output.

Receiving light with four
photodetectors enables
discrimination of individual crystal
elements with light emission

I will now briefly outline the light-sharing DOI detector

the upper layer crystals are linked using transparent silicone
rubber. Output is from four photodetectors, A, B, C and D

YX(C, 1)

48mm

4 output signals(C, 2)

consisting of two layers of 2x2 crystals (Fig. 20). Reflective(C, 1)
30mm

material is placed between the crystals in the lower layer andDistribution of 2D position
calculation (X, Y)

1st layer
Reflector

A

B

C(C, 2)

2nd256ch.
layerフラットパネル PS-PMT(浜松ホトニクス（社）製)

Photodetectors

D
4 output signals

2 layersAand positions of X and Y are calculated. If scintillation occurs

Ain the upper layer (C, 1) then output C is slightly increased

B

C

D

D

C
B
H. Murayama, et al: IEEE Trans. Nucl. Sci., NS-45, pp.1152-1157, 1998.

whereas it virtually remains the same for outputs B, C and D,

Fig. 20

so it is placed near the origin on 2D coordinates X and Y. If
scintillation occurred in the lower layer (C, 2), then C is

Realized 3-layer light sharing DOI detector
1997～1999： Research group of 3D measurement

substantially higher and A, B and D are very low so it isplaced far from the origin on 2D coordinates X and Y. In
conclusion, the 3D position information is mapped to the 2D
data without overlapping.
After Prof. Tanaka retired, nobody at NIRA was involved in
the development of PET devices apart from myself, and I set
up the Research group of 3D measurement. Calling on
external researchers I continued to engage in collaborative
research of my next objective, the realization of a 3-layer
light-sharing DOI detector (Fig. 21).

H. Murayama, et al: IEEE Trans. Nucl. Sci., NS-47, pp.1045-1050, 2000.

Fig. 21

The experimental results of the 3-layer light-sharing DOI

3-layer light sharing DOI detector

detector consisting of 10 mm thin GSO crystals and
PS-PMTs were divided into three layers each (Fig. 22). If all

Hideo Murayama (2000)

PMT output is added it would amount to energy data.
However, three layers is not sufficient. I then focused on
4-layer DOI detectors but adding another layer proved
impossible. When using four layers the peaks end up too

3 layers

GSO crystals Block 1
Block 4Block 2Block 2Block 4Block 1

Block 3close together.
I therefore devised a 4-layer light-sharing phoswich DOI

Block 316ch
PS-PMT

detector that combines the light-sharing method and thepulse discrimination method (Fig. 23). When changing thedoping cerium concentration in GSO crystals, the pulse

Energy spectrum of eachcrystal element at Block 3
Fig. 22

shape changes. Two types of GSO can be obtained, namelyof 60 ns and 35 ns scintillation decay times, so by combining
these in two layers each, four layers could be distinguished4-layer light sharing-phoswich DOI detector
Naoko Inadama (2002)by using both light-sharing and pulse shape discrimination.
However, another method was useful in trying to find a better4 layers

GSO crystals

way of doing this: a different light-sharing method proposed
by Hamamatsu Phototonics and an overseas university (Fig.
24). Put briefly, the upper and lower crystal layers are shiftedby just half a crystal width in relation to each other. By
shifting them, the upper layer crystals are mapped to 2D

Amount of Cerium dope changes
fluorescent pulse shape
0.5mol%1.5mol%Pulse shapediscrimination (layer 2,4) (layer 1,3)

coordinates between the lower layer crystals, thus allowing
for discrimination without any overlap.
Fig. 2328

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

We thought to incorporate this by regarding the existing 2x2

Other light sharing position detectors

multiple-layer crystal array as a cell, isolating each of these
Hamamatsu Photonics K.K. (2001)

optically and removing the reflectors from the bottom layer(Fig. 25). By allowing the light to flow between the cells inthis way the 2D distribution of the 2-layer crystal arraybecame very clearly visible. The Research project on
development for next generation PET devices employed this

McGill Univ., Montreal (2003)

improved version of the 4-layer light-sharing phoswich DOI
detector.
I will now discuss the 4-layer DOI-PET prototyping that wasdone at NIRS. Figure 26 shows the performance targets ofFig. 24the brain PET system called jPET-D4, the project started at
NIRS in 2001. Equipped with four detector element layers
the number of detector elements is 10-fold compared toprevious devices. It requires a large number of GSO crystals,

Improvement of light sharing DOI detector
4-layer light sharing-phoswich DOI detector Narimichi Orita (2003)
48mm

but we requested Hitachi Chemical Company, which has

48mm

30mm
30mm

proprietary technology, to manufacture the GSO ingots andcreate the crystal elements. A number of breakthroughs weremade in terms of the performance targets. To summarize, a256ch. フラットパネル
256ch.
flat-panel
光電子増倍管photomultiplier tube

persisting issue so far was the degrading resolution resulting

Improvement of position
identification accuracy

from widening the FOV and reducing detector diameter. We

for individual crystals
Reflector
Crystalimproved the resolution of 5 mm at the center of the FOV to
3 mm, and kept it to 3 mm at the edge of the FOV, compared

A part ofreflectors wasremovedto 10 mm before. Sensitivity was also increased 3-fold andcoincidence attributes were increased 5-fold.

Photodetector

This is the detector unit that combines 256 channel flat panel

Fig. 25

photomultiplier tubes, for which Hamamatsu Phototonics

Target performance of the brain
PET system jPET-D4

developed, and a crystal block consisting of 1024 2.9 x 2.9 x

2001：Research project on development for next generation PET devices wasstarted as Priority Research Project
Commercial PET systemat the time

7.5 mm GSO crystals arranged in 4 layers of 16x16
elements (Fig. 27). A detector module was created by lining
up five of these units and by placing 24 of these modules in acircle the head PET scanner jPET-D4 was created. Whereas
the number of crystal elements used in the Positologica-Ⅰ
was 64, the jPET-D4 used the enormous amount of 120,000

Detector material

BGO

GSO

Detector element layer

1 layer

4 layers

Num. of detector elements
Photodetector

Development of the device was undertaken under a five-year~12,000>120,000

PMT (18-mm square)

52-mm-square PS-PMT>1000

Num. of det. elements／photodetector~16

Num. of detector units

~250

>120

Axial FOV

~15 cm>25 cm~10 M ( 107 )>1 G ( 109 )Only histogram mode

List mode

Coincidence bins
Data Acquisition modeelements, thus requiring a few years of prototyping.

Next Generation PET
systemResolution

5 mm

3 mm

Sensitivity~30 kcps/MBq>100 kcps/MBq

Coincidence time window~20 ns<10 nsCoincidence Transfer Speed~2 Mcps>10 Mcps

plan. Firstly, four years were spent building a detector ring,
Detector
configuration
Scintillation
crystalFig. 26

6〜8 times of
conventional system
crystal elements Amount of data is
50 times
Detector ring diameter

Crystal block assembling for detector unit
（mass production）

120000Total number ofdetector units：120
Detector unit

Detector module

Axial FOV
OutputD

260mm
Fig. 27

OutputC

OutputA
OutputB

Assembled crystal blocks
Fig. 2829

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchwith another five detector rings completed in another year.
Reflectors are nested inside the crystal blocks of the detector
unit. These reflectors are very thin multi-layer polymer
mirrors (65 micron) manufactured by 3M. Inserting theEstablished automation technique
Eiji Yoshida (2004)
for crystal identification
Total number of crystal elements for jPET-D4： 122,880 !
1.5 mol%:Ce (layer 3 and 4)

0.5 mol%:Ce (layer 1 and 2)

reflectors is quite an irksome job but we were told that thecompany was unable to produce them for us at an
inexpensive price. We therefore first developed a jig to
improve work efficiency and did the work by using large
amounts of manpower. We relied for help on students andgraduate students from e.g. Chiba University, Tokyo Instituteof Technology and Waseda University. They were naturally
paid for their work and the job was successfully completed.

Uniform irradiation: 511 keV gamma ray

Fig. 29

The crystal blocks were manufactured as follows. Firstly, fold

DOI detector unit for jPET-D4lines were created on the reflectors through laser machining（Hamamatsu Photonics K.K.）

and, using a jig, they were folded into the crystal element

256ch. flat panel PS-PMT

array to create a layer (Fig. 28). Four layers were createdASIC（amplifier circuit）

silicone bond between the layers. After leaving it for six

30mm

50mm

this way and these were combined by thinly applying a
Summing circuit

hours to set the crystal blocks were then completed bywinding Teflon tape around it. Through the use of jigs wewere able to control product variability between operators as
best we could.
The next challenge was the discrimination of crystal
elements in the crystal blocks. 2D distribution can certainly

Fig. 30

be obtained with uniform gamma ray irradiation, but how
can crystal elements be identified from these distribution

Device installation of
120 detector units

charts? First, it seemed we could apply a grid and apply X

2005 Octobermarks but to do this manually is an enormous job.
Automating this process was the next issue, and Yoshidasolved this beautifully. The successful development of an
automated processing technology for the identification of
crystals numbering as many as 122,880 was a very

jPET-D4 Gantry

important achievement (Fig. 29).
120 detector units

We asked Hamamatsu Photonics to do the work ofconnecting the photomultiplier tubes to the crystal blocks
produced at NIRS and connecting it to the required circuitry(Fig. 30). The lower photograph shows the completed

Fig. 31

Achieved high resolution
and high sensitivity

Development of the Brain PET prototype
completed at the end of 2005

DOIC image reconstruction method：

Taiga Yamaya（2004）
Developed image reconstruction method for the DOI-PET system

Sensitivity:>100kcps/MBq

FWHM resolution [mm]6.0

non-DOI
DOI

5.0

nonDOI

4.0
3.0

DOI

2.0

4 layers
100

1 layer

80

60

40

20

0
300

400

500

600

LLD (keV)

LLD(keV)
Sensitivity at FOV center
0

20

40

60

80

100

Radial offset [mm]Transaxial FOV：30 cm
Axial FOV：26cm

120

200

1.0
0.0

Sensitivity at the center: 110kcps/MBq
Resolution：<3 mm for entire FOV

Sensitivity (kcps/MBq)

Resolution：2-mm level for entire FOV
Demonstration of DOI effectRadial resolution (DOIC + 3D OSEM)

120

400-600keV

9.0%

250-600keV

12.6%
Fig. 33

Fig. 3230

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

2D reconstruction image of jPET-D

detector unit.

Taiga Yamaya (2005)

A gantry and 120 detector units were brought in from

Resolution degradation at peripheral region of
FOV did not occur due to the DOI effectHamamatsu Phototonics to NIRS and incorporated into thedevice (Fig. 31). Detector modules were created by lining up
five crystal blocks in a dedicated case and 24 of thesedetector modules were arranged in a ring into the gantry.
Figure 32 shows the completed jPET-D4 prototype.
Sensitivity at the center is 110kcps/MBq, thus achieving thetarget of 100 kcps/MBq or over. The target of 3 mm
resolution or under for the entire FOV was also achieved.
Specific data are as shown.

2D ML-EM image
reconstruction

1.7-mm 68Ge-68Ga sources placed at 6-mm pitch

Fig. 34

The graph on the left of Fig. 33 represents the relationshipbetween FOV distance and resolution. If no DOI was used
resolution degraded towards the edges of the FOV but with
the DOI method, it is kept at the 2 mm level. Obtaining image

Effect of
DOI detector

Resolution does not degrade even at
the peripheral region of the FOV(2-mm diameter 68Ge-68Ga source, 5.0-mm steps)

data requires a new DOIC image reconstruction method for
DOI but this was developed by Yamaya. The graph on theright shows the relationship between the energy thresholdand sensitivity. The target of 100kcps/MBq or over at anenergy threshold of 250 keV has been achieved.
Figure 34 shows 2D images consisting of multiple point
source groups, with no degradation of resolution towards the

jPET-D4

Conventional PET

edges of the FOV occurring using the DOI method. Figure 35

Fig. 35

is a demonstration image showing the efficacy of the DOI
method. Figure 36 shows the brain images produced by ajPET-D4 for a volunteer injected with FDG.

jPET-D4 volunteer measurement（FDG）

To reach this stage required many other achievements inareas other than the detector field (Fig. 37). Since far larger
amounts of data are produced by the jPET-D4 than withconventional PET devices high-speed signal processing isnecessary.

This

means

that

an

ASIC,

that

is

an

application-specific IC, is essential for the front-end circuit,and Hamamatsu Photonics worked on this area. Moreover,instead of the histogram mode used previously to collectcoincidence data, we used a list mode to collect data event

Scan condition
・2.82mCi FDG・100 min after injection,
66 min measurement

2005/12/19
Fig. 36

by event. New DOI-specific methods for normalization andComponent technologiesof the DOI-PET system
DOI detector

Time stamp method

4-layer DOI-PET development：
total strength
List mode

NIRS

Scintillator

Front-end
circuitASIC

・ Coincidence・circuit・

Flat-panel
PMT

Detector element response
measurement system
Scatter measurement system
Attenuation coefficientmeasurement system

DOI-ＰＥＴ system

High sensitivity
High resolution
High count rate

Research management, Crystal block
production, System parameter optimization,
Measurement

All JapanDataacquisition
systemChiba Univ.,Tokyo Tech, Univ.
Tokyo, Waseda Univ, Tsukuba
Univ., Kitasato Univ., Kobe
College of Tech.

Preprocessing
Normalization

Basic and advanced research

Random correction
Scatter correction

Hamamatsu Photonics

Attenuation correction

New photodetector
High speed signal processing circuit
GantryHitachi Chemical

Image
reconstruction

Shimadzu Corp.
System design
Software development

High quality scintillation crystal
Small crystal processing

Fig. 37

31

Fig. 38

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

次世代PET装置の開発：総合力

Fig. 39

various other corrections required in image reconstruction
pre-processing were also needed. These issues were
overcomeincollaboration

with

young

university

collaborators and company employees.

Further improvement of light sharing DOI detector

Through our collective strength, NIRS has basically

Extension to single-type crystal４-layer

performed the research management, with universities

Tomoaki Tsuda (2004)

reflector

Contrivance of reflector
insertion scheme

conducting basic research (Fig. 38).
With Hamamatsu Photonics and Hitachi Chemical Company
working on special technologies and parts etc. andShimadzu Corporation looking after part of the software, thisproject was carried out as part of an all-Japan framework.

Reflector arrangement

Layer by layer
irradiation

Figure 39 is a photograph taken to celebrate the completionof the prototype and as is clear from the picture, the only

2D position histogram

Single-type crystal
４-layer DOI detector

person in their 50s is myself, with everybody else in their 20s

Fig. 40

and 30s. I think this project was a wonderful one too in thesense of nurturing young researchers and engineers.
Subsequently, further improvements of the light-sharing DOI
Example of single-type crystal
4-layer DOI detector

Example of single-type crystal
4-layer DOI detector

GSO

Tomoaki Tsuda (2004)

Cystal block ( 12 × 12 × 4 )Crystal: LYSO (Lu:98%, Y:2%)
Crystal size: 1.44 mm x 1.44 mm x 4.5 mm

Crystal block (16 × 16 × 4)
Crystal: Gd2SiO5 (Ce: 0.5 mol %)LYSO
Tomoaki Tsuda (2004)

Size: 1.42 mm x 1.42 mm x 4.5 mm: third: fourthModel diagram

Uniform irradiation
to all layers: first: second（Uniform irradiation from top）

2D position histogram

4-layer DOI detector
for small animal PET

Fig. 41

32

Fig. 42

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchmethod to achieve a 4-layer DOI with just single-type

PET instrumentation researches in
the past（more than 12 yeas ago)

crystals. Devising a different way of inserting the reflectors,

Review on PET instrumentation research until 2006

detector were made with Tsuda in the lead (Fig. 40). This is athere are four different patterns for mapping onto 2D
coordinates and reflectors of different patterns are arranged
for the respective layers. Reflectors are inserted for eachlayer so that there is no overlap in the mapping onto 2D
coordinates. This allows for a 4-layer DOI detector withsingle-type crystals, using GSO crystals (Fig. 41). At 1.42mm, crystal size is half of their previous size. There is someblurriness at the edges of the crystal block but identificationis possible. As is shown in Fig. 42, using even clearer LYSO

（Phys. Med. Biol. 50th anniversary issue）
Muehllehner G, Karp JS: Phy Med Biol, 51, R117-138, 2006.

（１） References: 68

Mainly from
US and Europe（２） From Japan: 4 of them( 6 % )○ Tomitani(1981) ：TOF-PET image reconstruction○ Senda et al(1985): Characteristics of Positologica-III○ Yoshida et al(2006)：Characteristics of 4-layer DOI
detector for brain PET○ Tsuda et al(2006)： Developmen of 4-layer DOI detector
for small animal PET

Fig. 43

crystals results in very clear 2D distribution. This detector
Workshop on Next Generation PET 2018 (2018-1/22)

can be used in PET scanners for small animals.
Phys. Med. Biol., the representative journal in our field,
published a 50 year commemorative issue in which
Muehllehner and Karp reviewed the study of PET scanners
up to 2006 (Fig. 43). This contained 68 PET scanner-related
citations, almost all of which were American and European.
Unfortunately, it only contained four Japanese citations, just
6%. However, looking more closely, NRIS was involved in allof these. The theoretical work on TOF-PET by Tomitani, thePositologica-Ⅲ characteristics summarized by Senda, andtwo DOI-related ones by us.

History of DOIDOI-PET Detector Development
ー Summary ーBlock Detector contributing
widespread use of PET andsupporting clinical use
DOI detector enabling toachieve both high resolution
and high sensitivity
jPET-D4, a PET prototype with
DOI detector, demonstrated
performance improvement

Thank you for yourkind attention
Fig. 44

The single-crystal 4-layer DOI detector method must be
used in PET scanners for detecting breast cancer andShimadzu Corporation engaged in further development. So
far, crystal blocks consisted of 1024 crystal elements, but
this is an extremely high-resolution DOI detector using fourtimes as many crystal elements, namely 4096. The
industry-academia-government collaboration involved in thedevelopment of the dedicated Elmammo breast PET
scanner was given a Minister of Health, Labor and WelfareAward. Naturally, this achievement is thanks to the many
people involved.
In summary (Fig. 44), the block detector supported clinicaluse of PET. Then the DOI detector was developed, which

This article is a keynote speech delivered at theused the potential of PET to achieve both high resolution andWorkshop on Next Generation PET (organized byhigh sensitivity.

The jPET-D4 prototype was proven to

National Institute of Radiological Sciences, Nationaldeliver improved performance. Thank you for your attention.

Institutes for Quantum and Radiological Science andTechnology) held at the Bellesalle Yaesu in Tokyo on
January 22, 2018), reproduced here in almost thesame form. The Imaging Physics Group has a root in
the jPET project led by Dr. Murayama. We appreciate
his lecture, which encouraged us to go beyond thecurrent nuclear medicine physics. Dr. Murayama,
thank you for your lecture.
Edited by:
Masumi Tanaka, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya
National Institute of Radiological Sciences

33

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

WGI 試作機による⼩動物コンプトンイメージング
Small animal Compton imaging with a WGI prototype
⽥島 英朗 主任研究員
Hideaki Tashima, Senior Researcher
１．はじめに

1. Introduction

WGI (whole gamma imaging)は、PET リングに散乱検出器リングを挿⼊することで、コンプトンカメ
ラの⼿法を PET と組み合わせ、様々なガンマ線のイ
メージングを 1 つの装置で可能とする独⾃アイディ
アである。これまでに、コンセプト実証機の開発を⾏い、点線源をイメージングすることで、PET とコン
プトンイメージングが 1 つの装置で実施できることを⽰した[1]。⼀⽅、これまでコンプトンイメージン
グの⽣物医学応⽤は様々な研究機関により試みられてきたが、1 ⽅向のみからのイメージングであった
り、回転させたりするものが多く、フルリングの装置
はこれまでになかった[2-6]。そこで、本稿では、世界初のフルリング型コンプトンイメージング装置でもある WGI 試作機を⽤いて、⼩動物のイメージングを⾏った結果を報告する。

Whole gamma imaging (WGI) is our original idea tocombine the Compton imaging (Compton camera)
technique and PET by inserting a scatterer ring into a PET
ring for enabling various kinds of gamma-ray imaging with
one system. We have demonstrated that PET and
Compton imaging are possible with one system bydeveloping a proof-of-concept prototype and imaging point
sources [1]. On the other hand, many research institutions
have tried Compton imaging for biomedical applications.
However, most are single view imaging with a single
detector or 3D imaging by rotating a single detector [2-6].
There has been no full-ring Compton imaging system until
now. In this report, we present results of small animal
imaging by using our WGI prototype, which is the world’s
first full-ring Compton imaging system.

２．⽅法

2. Methods
We remodeled the scatterer ring of the WGI prototype to besuitable for a small animal experiment (figure 1). The
remodeled scatterer ring consists of 2 rings (52 mm axial
FOV) each having 10 detector modules (94 mm diameter)each consisting of a 24x24 array of GAGG crystals(0.9×0.9×6.0 mm3) optically coupled to an 8×8 array of
MPPCs. The scatterer ring (PET ring) consists of 4 rings(210 mm axial FOV) with each ring consisting of 40 4-layer
DOI detectors each having a 16×16×4 array of GSOZ
crystals (2.8×2.8×7.5 mm3).

WGI コンセプト実証機の散乱検出器リングを⼩動物実験⽤に⼩型化した(Figure 1)。散乱検出器リング
は、GAGG 結晶（0.9×0.9×6.0 mm3）を 24x24 に配列し、8x8 の MPPC 配列に光学接続した検出器モジ
ュールを 1 リング 10 個（直径 94ｍｍ）、体軸⽅向に2 リング（体軸視野 52ｍｍ）並べた。吸収検出器リ
ングは、GSOZ 結晶（2.8×2.8×7.5 mm3）を 16×16×4 に配列した 4 層 DOI 検出器を 1 リング 40 個（直径 660ｍｍ）、
体軸⽅向に 4 リング（体軸視野 210mm）並べた。健常マウスに 89Z シュウ酸塩[7]を 9.8 MBq
投与し、22 時間後に測定を実施した。89Zr は陽電⼦と 909keV のシングルガンマ線の両⽅を放出するため、同じ分布に対して PET モードとコンプトンモー
ドの両⽅で測定を⾏うことで、両者を直接⽐較する
ことができる。なお、散乱検出器リングの体軸⽅向の⻑さは 52ｍｍであり、マウスの全⾝が収まらないため、上半⾝（ヘッド）と下半⾝（ボディ）の 2 つのベッド位置でそれぞれ 1 時間ずつ測定を⾏った。

34

A healthy mouse was measured by the WGI prototype 22
hours after 89Zr oxalate [7] administration of 9.8 MBq. 89Zr
emits both positrons and 909-keV single gamma rays.
Therefore, we can directly compare the PET mode andCompton imaging mode for the same distribution bymeasuring with both modes. Because the scatterer ringaxial length is 52 mm and it cannot cover the entire mouse
body, we made 1-hour measurements at each of 2
positions for the upper half (head) and the lower half (body).

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 1 The remodeled WGI prototype for a small animal study (a), measurement setup for a mouse experiment with ahead position bed (b), and decay process of 89Zr (c).

Figure 2 DRF modeling for the Compton imaging: schematic drawing of blurring effect due to the energy resolution (a)and example of the DRF (b)The image reconstruction method was developed based on
the list-mode ordered subset expectation maximization(OSEM) method. For image reconstruction, it is necessary
to model the detector response function (DRF) as
accurately as possible. In Compton imaging, the singlegamma-ray radiation source position is limited on thesurface of a cone for which the axis is the line connecting
detection positions in the scatterer detector and theabsorber detector and the vertex is the former detection
position. Half of the vertex angle (cone angle) is equivalent
to the scatterer angle calculated by the Klein-Nishina
equation using energy information. In the case of Compton
imaging, the energy resolution affects the estimation
accuracy for the scatterer angle. Therefore, we constructeda DRF model where the strength of the blurring effect on
the cone surface depends on the distance from thescatterer by giving the blurring factor on the cone angle(figure 2). We implemented it as event-by-event forward
projection and back projection on a graphic processing unit
(GPU). We applied normalization by measuring an annulus
phantom and compared it with the forward projection
calculated with the DRF model. Random correction was
done by the delayed coincidence method. Attenuation
correction and scatter correction were not applied because
they can be ignored for the size of small animals.

画像再構成法は、リストモード OSEM 法をもとに開発した。画像再構成では、検出器応答関数（DRF:
detector response function）をできるだけ正確にモデル化する必要がある。コンプトンイメージングでは、散乱検出器での検出位置と吸収検出器での検出位置を結んだ直線を軸とし、前者の検出位置を頂点とした円錐表⾯上にシングルガンマ線の線源位置を限定する。その際、円錐の半頂⾓（コーン⾓）は、エ
ネルギー情報からクライン＝仁科の式で求まる散乱⾓と等しくなる。コンプトンイメージングの場合、エネルギー分解能が散乱検出器での散乱⾓推定精度に影響を与えるため、ボケの要素をコーン⾓に与え、散乱検出器からの距離によってガウス関数によって与えられるコーン表⾯上のボケの強さが変わるように
DRF モデルを構築した（Figure 2）。そして、イベン
ト ご と の 順 投 影 、 逆 投 影 と し て GPU (graphics
processing unit) 実装を⾏った。感度補正は中空フ
ァントムを測定し、DRF モデルを⽤いた順投影と⽐較することで⾏った。偶発同時計数補正は遅延同時計数法により⾏った。減弱・散乱補正は、⼩動物サイズの場合影響が無視できるため適⽤していない。

35

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 3 Reconstructed images (MIP: maximum intensity projection) for PET mode (a) and Compton imaging mode withtwo mouse bed positions: head (b) and body (c). For each image pair, the left image is from the top and right one is fromthe side.

3. Results

３．結果
マウスをヘッド位置で 1 時間測定し、ソフトウェ

As a result of the 1-hour measurement at the head position

アによる同時計数処理を⾏った結果、PET イベント

and coincidence processing by software, we obtained 150
M counts of PET events and 25 M counts of Compton

は 150 Ｍカウント、コンプトンイベントは 25 Ｍカ

events. Random fractions were 14% and 33%, respectively.

ウント得られた。偶発同時計数の割合はそれぞれFor the PET mode, we reconstructed only the head position

14％と 33%であった。PET モードの場合にはマウス

as the entire mouse body could be inserted inside the PETの全⾝が PET リングに⼊るため、ヘッド位置のみ画

ring. Compton events obtained for the body position

像再構成を⾏った。ボディ位置の場合のコンプトン

numbered 26 M counts and the random fraction was 32%.

イベントは 26 Ｍカウントで偶発同時計数割合はFigure 3 shows maximum intensity projection (MIP) images

32%であった。Figure 3 に、再構成した 3 次元画像

of the reconstructed images. The numbers of subsets anditerations were empirically determined as 16 subsets andの上⽅向と横⽅向からの MIP 画像を⽰す。PET 画像

10 iterations for the PET image and 16 subsets and 50

はサブセット数 16、反復回数 10 で、コンプトンイ

iterations for the Compton imaging images. As to the

メージング画像はサブセット数 16、反復回数 50 とreason why

した。コンプトンイメージングの収束が遅いのは、

the Compton imaging

has a slower

convergence speed, we expected that the divergence of

DRF の広がりが、直線でモデル化される PET と⽐べ

the DRF is much larger than that of PET which can beて⼤きいためと考えられる。

modeled by a line.
Comparing figures 3(a) and 3(b), although the Compton

Figure 3(a)と(b)を⽐較すると、コンプトンモード

imaging mode had inferior spatial resolution compared toは空間分解能がやや劣っているが、⾻に集積する
89

the PET mode, the distribution of theZr シュウ酸塩の分布が鮮明に描出されており、よ89Zr

oxalateassimilated in bones was clearly depicted and both images

く⼀致した分布が得られた。コンプトンイメージン

agreed well for the distribution. The Compton imaging

グモードでは、散乱検出器リングの外側領域も画像

mode could image outside the scatterer ring. However,

化できるが、内側に⽐べると歪みがあり、体軸⽅向に

there was distortion compared with the inside and

縮まる傾向があった。Figure 3(c)は、ボディ位置でshrinkage along the axial direction was observed. Figure

測定しコンプトンイメージングモードで画像再構成

3(c) shows the results measured at the body position andreconstructed with the Compton imaging mode. We saw

した結果である。散乱検出器内に位置する⾜の付けthat the activity concentration around the groin area located

根の集積が、外側に位置していた Figure 3(b)の画像

inside the scatterer ring was more clearly depicted than thatの場合よりも鮮明に描出されている。

in figure 3(b).

36

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

４．まとめ

4. Conclusions

WGI 実証機を⼩動物実験⽤に改造し、陽電⼦とシングルガンマ線の両⽅を放出する 89Zr を投与したマウスの測定を⾏った。PET モード及びコンプトンイ
メージングモードでそれぞれ画像再構成を⾏った結果、コンプトンイメージングモードの分解能は PET
モードには及ばないものの、⾻に集積した薬剤分布を鮮明に描出することが可能であり、PET モードの画像とよく⼀致していた。今回得られた 3 次元のマウス画像はコンプトンイメージングとしては⾰新的なものであり、フルリング型のコンプトンイメージ
ングが可能な WGI と各種補正⽅法を組み込んだ画像
再構成によって、これまでにない⾼精細なコンプト
ンイメージング画像が得られることを実証した。

We remodeled the WGI prototype for the small animal
experiment, and we measured a mouse injected with 89Zr
which emits both positrons and single gamma rays. As aresult of image reconstruction for the PET and Compton
imaging modes, although the spatial resolution of the latterdoes not reach that of the PET mode, it was possible todepict the radioactivity distribution assimilated in bones
clearly, and the distributions on the images agreed well witheach other. The 3D mouse images we obtained areinnovative in Compton imaging history. We demonstrated
that WGI, enabled with full-ring Compton imaging and theimage reconstruction method incorporating essential
correction methods, can obtain unprecedented highdefinition Compton images.

Acknowledgements
Collaborators

Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Miwako Takahashi, Kotaro Nagatsu, Atsushi Tsuji, Taiga Yamaya(NIRS-QST)
Kei Kamada (C&A)
Katia Parodi (LMU)

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37

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

WGI ⽤検出器の改良
Improved detectors for WGI
⽥久 創⼤ 博⼠研究員
Sodai Takyu, Postdoctoral Researcher
１．はじめに

1. Introduction

我々は PET とコンプトンカメラを組み合わせた新
し い イ メ ー ジ ン グ 技 術 （ Whole gamma imaging(WGI)）の開発を進めている[1-2]。具体的には、PETの検出器リングを吸収検出器として⽤い、その内側にコンプトン散乱の検出に特化した散乱検出器リングを追加する。コンプトンカメラはガンマ線が反応した位置と付与エネルギーを基に画像化を⾏うた
め、検出器には⾼い位置分解能とエネルギー分解能が要求される。ここでは、WGI ⽤の新しい散乱検出器と吸収検出器の開発について報告する。

We are developing the new technology of whole gamma
imaging (WGI) [1-2], which combines PET and Compton
imaging. In the concept of the WGI, a PET ring is used as
an absorber ring and a scatterer detector ring, which
initiates and detects Compton scattering events, is inserted
into the PET ring. Since Compton imaging is carried out
based on the interaction position of gamma rays andenergy deposited, the detectors are required to have a highposition resolution and energy resolution. Here, we reporton a development of a new scatterer and absorber detector
for WGI.

２．2 層 GAGG 散乱検出器

2. Two-layer GAGG scatterer detector
In the first WGI prototype which was developed for the
proof of concept, the single-layer scatterer detector, which
consisted of Gd3Al2Ga3O12:Ce (GAGG, C&A Corp.) crystals
with a size of 0.9×0.9×6 mm3 read out by a multi-pixel
photon counter (MPPC, Hamamatsu Photonics K.K.) array
was implemented. However, the energy resolution of thedetector was not sufficient due to the degraded linearity of
the MPPC signals. It was assumed that the degradedlinearity could be reduced by effectively diffusing thescintillation light. Therefore, we developed a two-layer
staggered GAGG scatterer detector (Figure 1(a)).

我々がコンセプト実証のために開発した WGI 試作
1 号 機 で は 、 0.9 × 0.9 × 6 mm3 の C&A 製
Gd3Al2Ga3O12:Ce (GAGG) 結晶と浜松ホトニクス製
multi-pixel photon counter (MPPC)によって構成された 1 層の散乱検出器を⽤いた。しかし、使⽤したMPPC の出⼒信号の⾮線形性のため、⼗分なエネル
ギー分解能が得られなかった。この⾮線形性は結晶
ブロック内でシンチレーション光を効率良く広げる
ことで低減できると考え、本研究では 2 層スタガー型（Figure 1 (a)）の GAGG 散乱検出器を開発した。

2.1. Material and Methods

２.1．材料と⽅法

GAGG crystals of 1.45×1.45×4.5 mm3 in size werearranged into a 13×13 array for the 1st layer and a 14×14
array for the 2nd layer (Figure 1(b)). The layers were
optically coupled with the staggered arrangement. The
staggered GAGG block was optically coupled to an MPPC
array module (S12642-0808PA-050, MPPC: 3×3 mm2, 8×8
array, sub-pixel size of 50×50 μm2). The crystal
identification capability, linearity of output signals andenergy resolution were investigated. Output signals were
processed and digitized by NIM modules and a CAMACDAQ system.

1.45×1.45×4.5 mm3 の GAGG 結晶を 1 層⽬ 13×
13、2 層⽬ 14×14 でアレイ化し、1 層⽬を 2 層⽬に対して結晶サイズの半分ほどずらして光学接着した（Figure 1 (b)）
。2 層スタガー型結晶ブロックは、浜松ホトニクス製 MPPC アレイモジュール（s126420808PA-050, MPPC 素⼦サイズ: 3×3 mm2, 8×8 配
列, サブピクセルサイズ: 50×50 m2）に光学接着した。結晶識別性能、出⼒信号の線形性、エネルギー分
解能を調べた。データ収集系には NIM・CAMAC シ
ステムを⽤いた。

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次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 1 Schematic of the staggered detector (a), and a schematic and photo of the developed detector (b).

2.2. Results and Discussion

２.2．結果と考察

Figure 2(a) shows a position map uniformly irradiatedwith photons from a 22Na source. Almost all crystals wereョンマップを⽰す。ほぼ全結晶が識別可能であった。
clearly separated. Crystal identification was conducted
このマップに⽰す関⼼領域（region of interest: ROI） based on the regions of interest (ROIs) shown in theを⽤いて結晶識別を⾏い、各結晶の出⼒信号の線形 position map and the linearity of the output signals of each性を算出した（Figure 2 (b)）。1 層 GAGG 検出器で crystal was analyzed (Figure 2(b)). The single-layer GAGG
は 662 keV のガンマ線に対し 26.7%の線形性低下が detector showed a degraded linearity of 26.7% for 662 keVgamma rays. In contrast, the degraded linearity of the twoあったが、2 層スタガー型では 15.8%に低減した。
layer GAGG detector was reduced to 15.8%. The energy
662 keV におけるエネルギー分解能は 9.3%から resolution at 662 keV after energy calibration was improved
7.5%に改善した（Figure 2 (c)）
。1 層 GAGG 検出器 from 9.3% to 7.5% (Figure 2(c)). It was speculated that theに⽐べシンチレーション光が結晶ブロック内で広が degraded linearity of the MPPC array was reduced byincreasing the number of sub-pixels which could receive
ったため、シンチレーション光を受光できるサブピ
the scintillation light, because the diffusion of the
クセル数が増えて MPPC の⾮線形性の影響が低減さ scintillation light inside the crystal block of the two-layer
れたと考えられる。
GAGG detector was larger than that of the single-layer
detector.

Figure 2 (a)に 22Na 点線源の⼀様照射時のポジシ

Figure 2 Position map resulting from an irradiation with photons from a 22Na source (a), correlation of gamma ray energy
and average peak channels (b), and overall energy spectrum of 137Cs after energy calibration [3] (c).

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次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

3. Monolithic LaBr3:Ce absorber detector

３．モノリシック LaBr3:Ce 吸収検出器

The absorber detector of the first WGI prototype was a
depth of interaction (DOI) detector [4] comprised of GSO:Zr(Hitachi Chemical Company) crystals of 2.85×2.85×7.5mm3 in size that were arranged into 16×16×4-layers. Thisdetector could identify three-dimensional interaction
positions of gamma rays, while the energy resolution ofaround 12% at 662 keV was not sufficient. Therefore, in thisstudy, we focused on the LaBr3:Ce scintillator with excellent
energy resolution. In particular, we studied the potential
reduction of the number of signal channels of the monolithic(non-pixelated crystal) LaBr3:Ce detector, which wasrecently developed at Ludwig-Maximilians-Universität
München (LMU München) [5-7], for implementing thedetector in the WGI absorber.

WGI 試作 1 号機の吸収検出器には、2.85×2.85×7.5 mm3 の⽇⽴化成製 GSO:Zr 結晶を 16×16×4 層で配列した depth of interaction（DOI）検出器を⽤いた[4]。この検出器はガンマ線の相互作⽤位置を三次元的に識別できるが、エネルギー分解能が 662 keV
で 12%程度と⼗分ではなかった。そこで今回は、優れたエネルギー分解能を持つ LaBr3:Ce シンチレー
タに着⽬した。具体的には、近年ミュンヘン⼤学（LMU）で開発されたモノリシック（ピクセル化されていない結晶）LaBr3:Ce 検出器[5-7]について、装置化のための信号数削減に関する研究を⾏った。

3.1. Material and Methods

３.1．材料と⽅法

A monolithic LaBr3:Ce crystal (Saint-Gobain S.A.) of
50×50×30 mm3 in size was optically coupled to a 64channel multi-anode photomultiplier tube (H8500C,
Hamamatsu Photonics K.K.). Furthermore, the number ofreadout signals was reduced from 64 to 4 channels using a
resistor network circuit. A 137Cs radioactive source wascollimated with a diameter of 1 mm (Figure 3(a)) andirradiated at a pitch of 1 mm in a quadrant of the crystal
from its front surface (Figure 3(b)). Energy resolution andposition resolution were investigated. The output signals
were connected to our NIM and CAMAC based signal
processing and DAQ system and digitized.

50×50×30 mm3 のサンゴバン製モノリシック
LaBr3:Ce 結晶を 64 チャンネルマルチアノード光電⼦増倍管（H8500C）に光学結合した。更に抵抗チェーン回路を⽤いて読み出し信号数を 64 から 4 チャ
ンネルに削減した。137Cs 線源を 1 mm 径でコリメー
トし（Figure 3 (a)）、結晶上⾯から結晶の 4 分の 1の領域において、1 mm ピッチで照射した（Figure 3(b)）
。エネルギー分解能と位置分解能を調べた。デー
タ収集系には NIM・CAMAC システムを⽤いた。
また Python の Keras ライブラリを⽤いて測定デ

In addition, in order to improve the position accuracy, we
conducted a deep learning procedure for the measured
data using the Keras library in Python (Figure 3(c)).

ータの深層学習を⾏い、位置精度の向上を試みた（Figure 3 (c)）
。

Figure 3 Photo of the experimental setup (a),and schematics of the scanned area in the monolithic LaBr3:Ce crystal (b)and of the structure of the deep learning model (c).

40

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

3.2. Results and Discussion

３.2．結果と考察

The energy resolution at 662 keV after energy calibration
was 4.7% (Figure 4(a)). Figure 4(b) shows the position
resolution [mm] at each irradiation position. Those values
were converted based on the shift of the centroid of thecount accumulation in the position map obtained from the
4 output signals and the full width at half maximum (FWHM)
of the count accumulation. The position resolution near thecenter of the crystal was about 6 mm, while it deteriorated
when approaching the peripheral region. Since nosignificant difference between the 4 output signals at the
peripheral region was observed, the position accuracy wasconsidered to be degraded.

エネルギー分解能は 662 keV に対して 4.7%であった（Figure 4 (a)）。Figure 4 (b)は、各照射位置における位置分解能を表している。4 チャンネルの出⼒信号から得られたポジションマップにおいて、カ
ウントの集積位置の推移とその半値幅を基に、位置分解能を半値幅で換算した。結晶の中⼼付近の位置
分解能は約 6 mm であったが、辺縁部に進むほど劣化した。辺縁部では 4 チャンネルの出⼒信号にあまり違いが⽣じないため、位置精度が劣化すると考えられる。

Figure 4(c) shows an error histogram of the difference
between the actual irradiation position and the irradiationて推定された照射位置との差のヒストグラムを⽰し position determined by the deep learning algorithm. Sinceている。半値幅 5.4 mm の位置精度が得られたため、 a position accuracy of 5.4 mm FWHM was obtained, an
信号数を削減しても深層学習による位置精度改善が improvement of the position accuracy by the deep learning
procedure was achieved even though the number of期待された。
signals was reduced.

Figure 4 (c)は、実際の照射位置と深層学習を⽤い

Figure 4 An energy spectrum for a uniform 137Cs irradiation after energy calibration in the 4 readout channels (a),converted FWHM value [mm] at each Y position along four different X scan lines (b), and an error histogram for the
position estimation using a deep learning algorithm (c).

4. Conclusions

４．まとめ

We developed a new scatterer and absorber detector for

WGI の性能向上のため、新しい散乱検出器と吸収検出器の開発を⾏った。2 層 GAGG 散乱検出器は、WGI 試作 1 号機の散乱検出器より優れたエネルギー
性能を⽰した。モノリシック LaBr3:Ce 吸収検出器
は、WGI 試作 1 号機の吸収検出器より優れたエネル
ギー分解能を⽰したが、位置分解能は低下した。今後も装置への実装を⽬指した研究開発を継続する。

improvement of the WGI performance. The two-layer
GAGG detector showed a better energy performance than
the scatterer detector of the first WGI prototype. The
monolithic LaBr3:Ce detector showed a better energy
resolution than the absorber detector of the first WGIdevice, while its position resolution was reduced. We willcontinue to research and develop detectors for the WGI.

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次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Acknowledgements
Collaborators【Two-layer GAGG scatterer detector】
Eiji Yoshida, Akram Mohammadi, Taiga Yamaya (NIRS-QST), Kei Kamada (C&A)
【Monolithic LaBr3:Ce absorber detector】
Han Gyu Kang, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Taiga Yamaya (NIRS-QST), Silvia Liprandi, Maria
Kawula, Munetaka Nitta, Katia Parodi, Peter G. Thirolf (Ludwig-Maximilians-Universität (LMU))

Grants

JSPS KAKENHI 19K20723

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42

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

部分リング PET のモンテカルロシミュレーション：
コンプトン検出器追加によるアーチファクト低減効果
C-WGI: Monte Carlo simulation of a C-shaped whole
gamma imaging geometry
仁科 匠 実習⽣/千葉⼤（菅研究室 学部 4 年⽣）
Takumi Nishina, Trainee / Chiba University (Suga-lab, B4)
１．はじめに

1. Introduction

リングの⼀部を開放化した部分リング PET は、リ Partial-ring PET, in which a part of the detector ring is
ングの体軸⽅向のみならず開放部からも患者へアク opened, allows users to access a patient not only from theaxial direction but also through the open space. In
セスすることができる。また、MRI コイル⼀体型のparticular, in the application of a PET insert for MRI [1], thePET 検出器[1]として使⽤する場合、開放部を下にしopen space is used to pass the head through so that theてインサートすることで、上から患者の頭部に被せる patient setup can be simplified. However, the measurable
だけでセットアップできるようになる。⼀⽅で、開放 projection data of the partial-ring PET are truncated部に向かう消滅放射線は⽚側しか検出できないため、 because the annihilation radiation toward the open part can
測定データに⽋損が⽣じる。そのため、画像に強いア be detected only on one side. Due to the truncation, strongーチファクトが⽣じてしまうという課題がある。そこ artifacts are generated in the reconstructed images. To deal
with this issue, our solution is to apply a new imaging
で本研究では、Figure 1 のように、開放部の反対⽅向
concept of whole gamma imaging (WGI) [2], whichに散乱検出器をインサートすることで、⽋損情報をコ combines PET with Compton imaging. In this work, a new
ンプトンイメージングによって補う新しい部分リン partial-ring PET geometry that can compensate for the
グ PET ジオメトリを提案する。これは、PET とコン truncation by applying the Compton imaging technique with
プトンカメラを組み合わせた新しいイメージング技 a scatterer inserted at the location opposing the open
術「whole gamma imaging (WGI)」[2]を応⽤したも space is proposed (figure 1). Artifact reduction can be
possible by combining PET imaging and Compton imagingのである。PET とコンプトンイメージングを組み合in image reconstruction. Here, we simulated the proposed
わせて画像再構成を⾏うことでアーチファクトの低geometry to verify the effect of reducing image artifacts.
減が⾒込める。本稿では、部分リング PET に散乱検出器を追加した場合のアーチファクトの低減効果を検証するシミュレーション研究について報告する。

Figure 1 Principle of proposed geometry.

43

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

2. Methods

２．⽅法

To demonstrate the effectiveness of the proposed
geometry, we conducted a Monte Carlo simulation with theGeant4 モンテカルロシミュレーションを⾏った。
Geant4 toolkit. We modeled the proposed geometry, in
Figure 2 と Table 1 に⽰すように、頭部⽤の部分リ which a partial-ring scatterer (Si semiconductor detectors,
ング PET 検出器（GSOZ シンチレータ、直径 400 mm） 300 mm inner diameter) was inserted into a partial-ringの内側に、部分散乱検出器リング（Si 半導体検出器、 PET scanner (GSOZ crystals, 400 mm inner diameter) as
直径 300 mm）を挿⼊した。部分リング PET 検出器 shown in figure 2 and table 1. A partial-ring PET scanner
was modeled with 4-layer depth of interaction detectorsには、シンチレータの深さ位置情報を計測できる 4[3]. We simulated a positron cylindrical phantom with a
層 depth of interaction (DOI) 検出器を使⽤した[3]。 diameter of 200 mm and a height of 150 mm with a
頭部を想定した直径 200 mm、⾼さ 150 mm の円柱 uniform radioactivity. For the simulation, we used the線源を中⼼に配置した。また、⽐較のため、部分リ geometry of figure 2 and the geometry excluding thescattering detector. For the image reconstruction, we
ング PET のみのシミュレーションも⾏った。画像再proposed and implemented a hybrid image reconstruction
構成には LM-OSEM (List-Mode Ordered Subset method combining PET and Compton events based on the
Expectation Maximization) 法を基にして、PET・コ list-mode ordered subset expectation maximization
ンプトン両⽅のイベントを組み合わせることが可能 (LM-OSEM) algorithm.

提案ジオメトリの有効性を証明するために、な画像再構成法を⽤いた。
再構成した画像におけるアーチファクトの評価⽅
法を説明する。円柱線源の上部、下部にあたる領域
を関⼼領域 （ROI: Region of Interest） とし、それぞれ ROI1、ROI2 と定義した。体軸⽅向-75 mm から 75 mm の各スライスでバックグラウンドを含めた全体の画素値における各 ROI の画素値の割合を算出し、それぞれの平均を MeanROI1、MeanROI2 として評価をした。ジオメトリから、MeanROI2 が MeanROI1
より低くなることを予想し、MeanROI2 / MeanROI1 で上部と下部の画像の均⼀性を評価した。また、
MeanROI1 + MeanROI2 をリカバリー係数と表してバッThe regions corresponding to the upper and lower parts ofthe cylindrical radiation source were defined as the regionof interest (ROI) and labeled as ROI1 and ROI2,
respectively. The ratio of the pixel value of each ROI in the
total pixel value including the background was calculated
for each slice from -75 mm to 75 mm in the body axis
direction, and the average of each was evaluated as
MeanROI1 and MeanROI2. From the geometry, we expectedthat MeanROI2 would be lower than MeanROI1, and weevaluated the uniformity of the upper and lower images
with the ratio, MeanROI2 / MeanROI1. In addition, the ratio of
the pixel value inside the cylinder to the total pixel value
including the background was evaluated by expressing
MeanROI1 + MeanROI2 as a recovery coefficient. We
evaluated artifacts from these two indicators.

クグラウンドを含めた全体の画素値における円柱内部の画素値の割合を評価した。これら２つの指標からアーチファクトを評価した。

Figure 2 Illustration of the simulated geometry.

Table 1 Major specifications of the simulated geometry.

44

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３．結果

3. Results

再構成画像と評価結果をそれぞれ Figure 3 及びFigure 4 に⽰す。⽩線で囲まれた部分が円柱線源の外形を⽰している。提案ジオメトリでは均⼀性、リカバリー係数が向上していることからアーチファクトが低減され、定量性が向上していることが⽰された。

The results and evaluation of each image reconstruction
are shown in figure 3 and figure 4. The portion surroundedby the white line indicates the size of the cylindricalradiation

source.

The

proposedgeometry

showedreduction of the artifacts and improved quantification byincreasing the image uniformity and the recovery factor.

Figure 3 Results of image reconstruction: (a) without the scatterer and (b) with the scatterer.

Figure 4 Image evaluation: (a) the image uniformity and (b) the recovery coefficient.

45

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４．まとめ

4. Conclusions

我々はコンプトン検出器付き部分リング PET ジオ
メトリを提案し、モンテカルロシミュレーションを⾏った。提案ジオメトリにおいて、PET イベントとコンプトンイベントを組み合わせて画像再構成を⾏うことでアーチファクトが低減されることが⽰された。しかし、コンプトンイベントのカウント数は PET
イベントと⽐較すると不⼗分であったため、今後より感度を向上させる⽅法を検討する必要がある。

We proposed a partial-ring PET geometry with a Compton
detector and conducted its Monte Carlo simulation. We
showed that the proposed geometry could reduce artifacts
by applying an image reconstruction method combining
the PET and Compton events. However, the count ofCompton events was insufficient compared to PET events,
and we will continue to consider how to increase its
sensitivity.

Acknowledgements

Collaborators

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

References
[1]

[2]
[3]

F. Nishikido, M. Fujiwara, H. Tashima, M.S.H. Akram, 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,” Nucl Instr Meth Phy Res., A
863: 55-61 (2017).
E. Yoshida, H. Tashima, Y Okumura, M. Suga, N. Kawachi, K. Kamada, K. Parodi, and T. Yamaya, “Concrete
realization of the whole gamma imaging concept,” 2017 IEEE NSS & MIC, M-21-2 (2017).
Y. Hirano, M. Nitta, N. Inadama, F. Nishikido, E. Yoshida, H. Murayama, T. Yamaya, “Performance evaluation of adepth-of-interaction detector by use of position-sensitive PMT with a super-bialkali photocathode,” Radiol Phys
Technol., 7: 57-66 (2014).

46

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Whole Gamma Imaging におけるコンプトンイメージングのための減弱補正法の開発
Development of an attenuation correction method
in Compton imaging for the whole gamma imaging
馬 煜茗 実習生／千葉大学（山谷研究室 学部 4 年生）
Yuming Ma, Trainee/ Chiba University (Yamaya-lab, B4)
1. Introduction

１．はじめにWhole gamma imaging (WGI) is a novel combination of
撮影法（PET）とコンプトンイメージング(Figure 1) positron emission tomography (PET) and Compton
imaging (figure 1). WGI is expected to enable a wider
を組み合わせて、従来よりも多様な核種の測定と高spectrum of radionuclide measurements and low dose
感度化による低被ばく化が期待される核医学断層撮
nuclear medical diagnostic applications as it provides
影法である。核医学装置としての WGI の実用化のた increased sensitivity. For practical applications of WGI, the
めには、定量性の確保が重要であるが、そのために必 unestablished status of an attenuation correction method
要なコンプトンイメージングの減弱補正法はまだ確 for Compton imaging is a significant issue. In this research,
立されておらず、大きな課題となっている。そこで、 therefore, we developed an attenuation correction method
for Compton imaging.

Whole Gamma Imaging（WGI は陽電子放射断層

本研究ではコンプトンイメージングの減弱補正法の開発を行った。

Attenuation of 𝛾 -ray intensity occurs because of
scatterings, photoelectric effects and electron pair
γ線強度の減弱は物質との相互作用である散乱、 productions, which are caused by interactions between 𝛾光電吸収、及び電子対生成現象に起因する。定量的な photon and subject mass. To obtain qualified quantitative
画像を再構成するためには、この減弱の影響を画像 reconstructed images, it is necessary to model the
再構成法の中でモデル化し、補正する必要がある。コ attenuation effects within the image reconstruction method
ンプトンイメージングでは、１つの検出イベントに for compensation. Regarding the technical details of
Compton imaging, it computes integrals of radioactive
対する順投影として、散乱体結晶に頂点を置いた三sources over a 3D conical surface (figure 1 (b)) [1] having次元円錐表面上の積分を計算する(Figure 1 (b))[1]。
a vertex at the scatterer crystal as the forward projection
本稿では、このコンプトンイメージングの応答関数 process for every measured Compton event.

上での減弱補正法の開発を報告する。

Figure 1 (a) Whole gamma imaging combines PET and Compton imaging, (b) Compton imaging and the Compton
scattering formula to determine the open angle of the Compton cone.

47

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

２．方法

2. Methods

2.1. 減弱補正法

2.1. Attenuation correction method

画像再構成法として List-Mode OSEM 法に対して減弱補正法を組み込んだ。減弱補正は減弱による検出確率の低下を画像再構成の順投影プロセスにおいて考慮することで行う[2]。𝑘反復目の順投影(1)はシステムマトリックス𝒫 （a.k.a. 投影演算子） と推定画像ベクトルℱ 𝑘 の掛け算で推定測定データ𝒑𝑘を計算する。システムマトリックスの要素𝑎𝑖𝑗 は𝑗番
目のボクセルから発生したγ線が𝑖番目のイベントとして検出される確率を表す（Figure 2）。減弱により、γ線強度が物質を透過した距離と物質特性とγ線エネルギーで決定される線減弱係数に依存して指数関数的に減弱する(2)。この減弱度合いを減弱補
正係数 ACF として順投影に組み込む(3)。
ACF の計算には線減弱係数マップ（𝜇マップ）を使用する。𝜇マップはＣＴ画像等から作成することができるが[2]、今回は既知とし、511 keVγ線に対する水の線減弱係数で充填された均一𝜇マップを使用した。

As an image reconstruction method, we implemented an
attenuation correction method for the List-Mode OSEM
method. Attenuation correction is done by taking thedecrease in detection possibility caused by attenuation
phenomena into account within the forward projection
process of image reconstruction using equations (1) to (3)[2]. The forward projection of equation (1) is a process that
estimates the measured 𝒑𝑘 by calculation of a product of
the system matrix 𝒫 (that is, the forward projection
operator) and the estimated image vector ℱ 𝑘 in the 𝑘 th
iteration. Elements 𝑎𝑖𝑗 in the system matrix denote thepossibility that 𝛾 -photons generated in the 𝑗 th voxel aredetected as the 𝑖 th event (figure 2). 𝛾 -ray intensity isattenuated depending on the distance of the γ-ray passing
through an object and the linear attenuation coefficient of
the object, which is determined by the material propertiesand γ-ray energy as show by equation (2). The magnitudeof the attenuation is denoted as the attenuation correction
factor (ACF) and used in the forward projection process ofequation (3).
A linear attenuation coefficient map (𝜇-map) is needed to
calculate ACF. A 𝜇 -map could be generated from astructural image such as a CT image [2]. Here, a uniform 𝜇map, was made with the linear attenuation coefficient ofwater against 511-keV 𝛾-rays .

Forward projection:𝑝𝐴𝐶 1 𝑘𝑎11⋮⋮
𝒑𝒆𝒔𝒕 𝑘 = 𝑝𝐴𝐶 𝑖 𝑘 = 𝒫ℱ 𝑘 = 𝑎𝑖1
⋮
⋮
𝑎𝐼1
𝑘
𝑝
( 𝐴𝐶 𝐼 )
(

𝑎1𝐽
⋯
⋮
𝑎𝑖𝐽
⋱
⋮
⋯ 𝑎𝐼𝐽

𝑓1 𝑘
⋮
𝑓𝑗 𝑘
⋮
) (𝑓𝐽 𝑘 )(1)

Attenuation correction factor:

𝐴𝐶𝐹 = 𝐼 = 𝐼𝑜 𝑒 − ∫ 𝜇𝑑𝑟 = 𝐼𝑜 𝑒 − ∑𝑗 𝜇𝑗𝑑𝑟𝑗(2)

Attenuation corrected forward projection:

𝐴𝐶𝐹11 𝑎11𝑝𝐴𝐶 1𝑘⋮⋮𝒑𝑨𝑪 𝑘 = 𝑝𝐴𝐶 𝑖 𝑘 = 𝑃𝐴𝐶 ℱ𝑘 = 𝐴𝐶𝐹𝑖1 𝑎𝑖1
⋮
⋮
𝑘
𝐴𝐶𝐹
𝑝
𝐼1 𝑎𝐼1( 𝐴𝐶 𝐼 )
(

48

𝑓1 𝑘
𝐴𝐶𝐹1𝐽 𝑎1𝐽⋮⋮
𝐴𝐶𝐹𝑖𝐽 𝑎𝑖𝐽
𝑓𝑗 𝑘
⋱
⋮
⋮
⋯ 𝐴𝐶𝐹𝐼𝐽 𝑎𝐼𝐽 ) (𝑓 𝑘 )
⋯

𝐽

(3)

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 2 A 𝛾 photon is generated from the 𝑗th voxel and is detected as the 𝑖th event. Attenuation occurs over the redpath as given by equation (2) showing the attenuation magnitude, which is used as the ACF. Attenuation correction isintended to calculate the ACF by compensating for the detection possibility denoted by the system matrix element 𝑎𝑖𝑗 .
Computation of ACF uses Siddon’s ray tracing method along the red path.

ACF の計算は𝜇マップ画像の上でγ線の発生ボク

ACF is computed by Siddon’s ray tracing method [3] from

セルからコンプトンコーンの頂点となる散乱体結晶

the voxel where 𝛾-photons are generated to the scatterer

までを Siddon 法[3]によりレイトレーシングするこ

crystal over the 𝜇 -map. It should be noted that, due toとで行う。ここで、装置の空間分解能、エネルギー分

spatial and energy resolution of the Compton camera andDoppler

解能やドップラー幅により散乱角度の測定に不確実

broadening,thescattering

angle

shows

uncertainties [4][5]. Hence, voxels that are within the VOI性がある[4][5]。そのため、円錐表面からガウス分布(volume of interest) are determined by the spread followingの広がりを設け、広がりを含めた関心体積 VOI 内のa 3D Gaussian distribution on the Compton cone surface

ボクセルから ACF を計算する。

that would be ray-traced to compute ACF.

2.2. GEANT4 によるモンテカルロシミュレーション

2.2. Monte Carlo simulation with GEANT4

In order to evaluate the quantitative accuracy of ourを用いて WGI 装置(Figure 3 (a)(b))と半径 100 mm、 attenuation correction method in Compton imaging, we set
a WGI apparatus (figures 3 (a) and (b)) and a uniform water
高 さ 200 mm の 均 一 水 フ ァ ン ト ム を 設 定 し た
cylinder phantom (100 mm radius and 200 mm height)(Figure 3 (c))。ここで、水ファントムは半径 50 mm、(figure 3 (c)) and carried out a simulation with GEANT4.
高さ 200 mm の 511 keV のシングルガンマを出す放 The water cylinder phantom was divided into 2 parts, one
射能ファントム (Figure 3 黄色領域)と外側のパイ was radioactive with 50 mm in radius and 200 mm in height
プ状非放射能ファントム(Figure 3 の灰色領域)によ (yellow area in figure 3(a)), and the other was nonって構成される。γ線源は放射能ファントムの領域 radioactive with 100 mm outer radius and 50 mm inner
のみにランダムに生成され、γ線の伝播がシミュレ radius and 200 mm height (grey area in figure 3(a)). 𝛾-ray
sources were generated randomly only within theートされる。
radioactive area, then the 𝛾 -ray propagation was
simulated.

減弱補正法の定量性を評価するために、GEANT4

49

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 3 (a) WGI apparatus and phantom simulated in the GEANT4 Monte Carlo simulation. Tables showing
specifications of (b) the WGI apparatus and (c) the phantom with a radioactivity distribution.

Figure 4 (a) The reconstructed image from data simulated without attenuation material. (b) Reconstructed image fromdata simulated with the setting shown in figure 3 without attenuation correction and (c) the image reconstructed withattenuation correction. Window level was set to the same pixel value range for all images.

3. Results

３．結果
320 M カウントの 511 keV 単方向γ線発生イベン

We simulated 320 million 511-keV energy single 𝛾 -ray

トを GEANT4 のモンテカルロシミュレーションで行

events in the Monte Carlo simulation, and we extracted
events with the energy sum at the scattering ring and theい、散乱体リングと吸収体リングの合計エネルギー

absorber ring within the range of 350 keV - 600 keV andが 350 keV～600 keV かつ散乱体リングでのエネル

the energy at the scattering ring within the range of 50 keV

ギーが 50 keV～250 keV のデータを抽出した。その- 250 keV. As a result, 2,509,791 counts of list-mode data

結果、2,509,791 カウントのリストモードデータが得

were obtained. Reconstruction parameter for the list-mode

50

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

られた。List-Mode OSEM による画像再構成のパラ

OSEM algorithm was set to 16 subsets and 10 iterations.

メータは、サブセット数 16、反復回数 10 回、ボク

Images were reconstructed under the setting of a 2×2×2
mm3 voxel size and a 120×120×120 image size. An image

セルサイズ 2×2×2 mm3、画像サイズ 120×120×120

showing no influence of attenuation via setting the phantomとした。減弱の画像への影響を確認するため、ファン

material as air was also simulated to confirm the effect of

トム材質を空気にした減弱の影響のないシミュレー

the attenuation onto the image (figure 4(a)). In the case with

ションも行った(Figure 4 (a))。そして、減弱の影響

the influence of attenuation, values in the reconstructedがある場合には値の減少した画像が再構成された

image were decreased (figure 4(b)). As a result of applying(Figure 4 (b))。そして、Figure 4 (b)と同じデータに

the image reconstruction method incorporating the

対して減弱補正を組み込んだ画像再構成を適用した

attenuation correction method to the same data as used for
figure 4(b), we obtained the image shown in figure 4(c)結果、Figure 4 (c)に示すように減弱の影響のない画

having comparable radioactive intensity to the image with像(Figure 4 (a))と同程度な放射能強度の画像が得ら

no influence of attenuation (figure 4(a)).

れた。
４．まとめ

4. Conclusions

WGI におけるコンプトンイメージングの実用化のために必要な定量性を実現するため、Siddon 法に基づいた減弱補正法の開発を行った。減弱補正法によりコンプトンイメージングの定量性が向上し、特に被写体深部の放射能強度の落ち込みが改善できた。

To provide the desired quantitativity of Compton imaging in
WGI for the goal of practical applications, we developed an
attenuation correction method based on Siddon’s method.
With this attenuation correction method, we were able toimprove the quantitative accuracy of Compton imaging.
Especially, the depressed radioactive intensity in the deeparea of the subject was improved.

Acknowledgements
Collaborators

Hideaki Tashima, Sodai Takyu, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Hideaki Haneishi (Chiba University)

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

P. Kuchment and F. Terzioglu, 3D Image Reconstruction from Compton Camera Data, SIAM Journal on Imaging
Sciences 9: 1708-1725 (2016).
Y. Berker and Y. Li, Attenuation correction in emission tomography using the emission data – A review, Med. Phys. vol.
43 no. 2, February 2016.
F. Jacobs, E. Sundermann, B. De Sutter, M. Christiaens and I. Lemahieu, A fast algorithm to calculate the exact
radiological path through a pixel or voxel space, Journal of Computing and Information Technology 6: 89-94 (1998).
C.E. Ordonez, W. Chang and A. Bolozdynya, Angular uncertainties due to geometry and spatial resolution in Compton
cameras, IEEE Transactions on Nuclear Science 46: 1142-1147 (1999).
A. Andreyev, A. Sitek and A. Celler, Reconstructed image spatial resolution of multiple coincidences Compton camera,
IEEE Transactions on Nuclear Science 57: 151–159 (2010).

51

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

半導体検出器の応⽤： WGI ⽤シリコン検出器と粒⼦線モニター⽤有機半導体検出器の開発
Application of the semiconductor detector: a silicon detector
for WGI and an organic detector for carbon beam monitoring
錦⼾ ⽂彦 主任研究員
Fumihiko Nishikido, Senior Researcher
１．はじめに

1. Introduction

PET や SPECT 等の核医学診断装置⽤のガンマ線 Generally, scintillation detectors consisting of scintillators
検出器には、ガンマ線に対する感度を⾼めるためシ and photo detectors are used as detectors of imaging
ンチレータと光センサからなるシンチレーション modalities such as PET and SPECT in order to increase
検出器が⼀般的に使⽤される。⼀⽅で、ガンマ線の sensitivity to gamma rays. On the other hand, semiconductor
エネルギーを全て吸収する必要の無い検出器や荷 detectors have sometimes been used to measure a portionof energy of the gamma ray and charged particles. In the
電粒⼦の計測には、半導体を⽤いた検出器で直接放case of the Compton camera, silicon (Si) detectors used as
射線検出を⾏うほうが良い場合もある。例えばコン
scatterers can improve imaging performance due to their
プトンカメラの吸収検出器には、コンプトン散乱のhigh efficiency of Compton scattering and high energy
確率が⾼くエネルギー分解能の⾼いシリコン検出
resolution of the Si detector. In the case of detectors for
器を⽤いることでイメージング性能の改善が期待 dosimetry of hadron therapy, thinner detectors (e.g.
できる。また、粒⼦線治療のモニター⽤検出器には、 semiconductor detectors) are better to reduce energy
治療⽤ビーム⾃⾝のエネルギーに影響が少ないよ deposition in the detectors by the beams used for therapy.
うに、密度が少なく薄い検出器のほうが適してい From that perspective, we are investigating and developingる。その様な観点から、我々のグループではシリコ a gamma ray detector using Si and an organic
ンを⽤いたガンマ線検出器や有機半導体を⽤いた semiconductor detector for dosimetry of carbon therapy.
Here, we introduce items in their research and development.
炭素線治療⽤の線量計の開発を⾏っている。

２．WGI ⽤シリコン検出器の開発

2. Silicon detector for WGI scatterer

我々は、PET とコンプトンイメージングを組み合わせることで全てのガンマ線を⽤いて画像化を⾏
う、Whole gamma imaging (WGI) 装置の開発を進めている。Figure 1 に⽰す通り、WGI 装置は既存の PET 内に散乱検出器を挿⼊することで、511 keVの消滅放射線だけでなく、散乱検出器と PET 検出器(吸収検出器)の組み合わせでコンプトンイメー
ジングも同時に⾏う。現在までに WGI 試作器の開発を⾏い、点線源のイメージングに成功している[1]。

Whole gamma imaging (WGI) is our concept to combine

試作機では、吸収検出器として GSO を⽤いたシ
ンチレーション検出器、散乱検出器として GAGGを⽤いたシンチレーション検出器を⽤いている。しかしながら、シンチレーション検出器のエネルギー
分解能の制限により、低エネルギー帯でのコンプト

PET imaging and Compton imaging so as to utilize allmeasured gamma rays for imaging. Previously,wedeveloped the first WGI prototype, in which an additional
scatterer detector ring was inserted in the bore of a PET ring[1]. The PET detectors were used not only for PET
measurement but also as an absorber in the Compton
imaging as shown in Figure 1. As a result, we succeeded in
imaging a point source with our WGI protype.
The prototype WGI system consisted of GSO scintillation
detectors for the absorber and GAGG scintillation detectors
for the scatterer. However, the limited energy resolution of
the scintillators would result in degraded performance of theCompton imaging, especially in the low energy region. On
the other hand, Si detectors would be a better choice for the
scatterer for a wide energy range of gamma rays including52

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

ンイメージング性能に限界があると考えられる。⼀⽅で、シリコン検出器はシンチレータと⽐較すると密度が低いが、エネルギー分解能が優れているため、特に低エネルギーガンマ線に対する性能向上が期待できる。そこで、我々は、シリコン検出器を⽤いた散乱検出器の開発を進めている。

lower energy gamma rays due to the excellent energy
resolution and higher efficiency of Compton scattering.
Therefore, we are developing a Si scatterer for the WGI in amove toward low-energy gamma ray imaging.

Figure 1 Concept of the whole gamma imaging.

Figure 2 Photograph of the silicon detector for WGI.

２.1 WGI ⽤シリコン検出器

2.1 Silicon detector for WGI

現在、両⾯ストリップ型のシリコン検出器(DSSD) と ASIC を含むフロントエンド回路からなる散乱検出器の開発を⾏っている Figure 2 に作製した WGI ⽤シリコン検出器の写真を⽰す。DSSDのチップのサイズは 45.5×45.5 mm2 であり、そのうち有感領域は 43.2×43.2 mm2、厚さは 600 μmとなっている。⽚⾯のストリップの数は 48 チャネルとなっている。DSSD のチップは、48 チャネルのプリアンプと time-over-threshold 回路の機能を持つ ASIC 回路[2]に接続されている。⽚⾯の DSSDのストリップ数は 48 本であるため、ASIC はフロン
トエンド回路基板の両⾯に 1 つずつついている。

We constructed the double-sided strip silicon detector(DSSD) and readout front-end circuits with ASICs for the
scatterer. Figure 2 shows a photograph of the Si detector for
the WGI scatterer. The total chip size of the DSSD was
45.5×45.5 mm2. The chip thickness was 600 μm. The size ofthe active area was 43.2×43.2 mm2. Strip pitch was 900 μm.
The number of strips was 48 channels for each side. The
DSSD chips were connected to the readout circuit board
with

two

ASIC

chips

which

contained48

channelpre-amplifiers and time-over-threshold circuits [2]. Because
there were 48 strips on each side of the DSSD, one ASIC
was put on each side of the circuit board.

２.2 評価結果

2.2 Experimental results

開発したシリコン検出器の低エネルギーガンマ
線に対する評価を⾏った。シリコン検出器の ASIC
回路からの出⼒をシェーピングアンプ、デジタルオ
シロスコープに接続し、エネルギースペクトルを測定した。測定中、シリコン検出器は 5 度になるように冷却を⾏った。測定では 241Am、133Ba、57Co からの 59.5 keV、81 keV、122 keV のガンマ線を⽤いた。

Performance evaluation of the Si scatterer was conducted

Figure 3 にそれぞれのエネルギースペクトルを⽰す。全てのスペクトルで全吸収ピークが確認できている。エネルギー分解能は 59.5 keV、81 keV、
122 keV のガンマ線に対して、それぞれ 16.8 %、18.1 %、17.0 %が得られた

for low-energy gamma rays. The ASIC output of the Si
scatterer was connected to a shaping amplifier and energy
spectra were measured with a digital oscilloscope. The Siabsorber was cooled at 5 °C during measurement. The 59.5
keV, 81 keV and 122 keV gamma rays were irradiated from
241Am, 133Ba and 57Co sources.

Figure 3 shows energy spectra of the (a) 59.5 keV, (b) 81
keV and (c) 122 keV gamma rays. In all energy spectra, therespective total absorption peaks could be resolved. Theenergy resolutions of 16.8 %, 18.1 % and 17.0 % wereobtained for the 59.5 keV, 81 keV and 122 keV gamma rays,
respectively.

53

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 3 Energy spectra obtained with the prototype Si detector.

３．有機半導体を⽤いた炭素線治療における線量評
価⽤放射線検出器の開発

3. Organic semiconductor detector for dosimeterof carbon therapy

有機半導体を⽤いた放射線検出器は、炭素線治療における線量計として様々な利点を持っている。例
えば、⾮常に薄くフレキシブルな検出器が作成可
能、安価である、⽣体等価物質で構成されているなどである。有機半導体の放射線検出器応⽤の研究は幾つかのグループでなされているが、殆どが低エネ
ルギー放射線に対してであり、有機半導体を⽤いた
重粒⼦線の直接計測についての詳細な研究は殆どなされていない。そこで、我々は有機半導体の炭素線に対する応答、特に炭素線治療で⽤いられる 290
MeV/n の炭素線に対する特性の研究を進めている。

Organic semiconductors have some attractive advantages

過去の研究では、有機素材として P3HT:PCBM を⽤いていて炭素線の測定を⾏い、炭素線照射による信号を得ることに成功した。⼀⽅で、測定を空気中で⾏ったことから、炭素線により空気中で電離された電⼦を有機半導体が検出している可能性も考えられる。そこで本実験では真空チャンバー内に有機半導体を⼊れて評価を⾏うことで、有機半導体からの電流が、炭素線の通過により実際に有機半導体内で発⽣したものであることを確かめた。

succeeded in obtaining signals induced by carbon beam

3.1 有機半導体検出器と炭素線照射実験

3.1 Materials and methods

as the radiation detector used in carbon therapy.

For

example, they are thinner, more flexible and less expensive
and they consist of human equivalent materials. There havebeen some reports of radiation measurements using organic
semiconductors; however, characteristics of the organic
semiconductors for high-energy heavy ion measurements
have not been investigated deeply. Therefore, we areinvestigating organic semiconductors as radiation detectors
for the 290 MeV/n carbon beam which is typically used incarbon therapy.
Previously,

weP3HT:PCBM

organic

presented

experimental

photodiodes(OPDs),

results

of

and

we

irradiation. In this measurement, the OPD detectors were
evaluated in air. It is possible that ionizing electrons not onlyin the OPD detector but also electrons formed in the air bycarbonirradiationwere

collected.

We

performed

measurements with the OPD in a vacuum chamber in order
to confirm that the collected electrons were actually
generated in the OPD itself by the carbon beam irradiation.

有機半導体は P3HT:PCBM を⽤い、その構造は The OPD detector structure had 5 layers: IZO (100 nm) /IZO (100 nm) / PEDOT:PSS (30 nm) / PEDOT:PSS (30 nm) / PCBM:P3HT (200 nm) / Al (70 nm) /3
PCBM:P3HT (200 nm) / Al (70 nm) / ABS (1 mm) ABS (1 mm). A 10×10×1 mm ABS plate was used as a baseとなっている。炭素線照射による発光を検出しない plate and it was black to avoid detecting light emitted by
よう、有機層は⿊の ABS 基板上(10×10×1 mm3) interaction of the carbon ions and base material. The size ofthe sensing region sandwiched by the Al and IZO electrodesに作成した。有感領域は Al 電極と IZO 電極に挟まfor the evaluated detector was 8×4 mm2 (Figure 4 (b)). The
れた 8×4 mm2 の領域である(Figure 4 (b)) 。また、
thickness of the OPD was ~200 nm. In the evaluation, an
有感領域の厚さは約 200 nm である。実験では54

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 4 に⽰す通り、有機半導体検出器を真空チ
ャンバー内に⼊れ照射・計測を⾏った。

OPD detector was positioned in a vacuum chamber. The

実験は放医研の重粒⼦加速器である HIMAC の物
理コース(PH2)で⾏った。Figure 4 (c) にセットアップを⽰す。炭素線は、⼊射粒⼦数の校正⽤に使⽤する電離箱を通った後、有機半導体検出器に⼊射する。炭素線のエネルギーは 290 MeV/n、ビーム強度は 108 particle per second (pps) と設定した。炭
素線照射によって有機半導体検出器内に⽣成される電荷を 0.1 秒毎に記録を⾏った。ブラッグカーブの測定ではアクリルブロックを有機半導体検出器の前に置き、その厚さを変えながら測定を⾏った。

The measurements were performed in the PH2 course of(a)

setup is shown in the photos of Figure 4.

HIMAC at NIRS (Figure 4 (c)). The OPD detector was
irradiated by the 12C beam that passed through an ionizationchamber to normalize the number of irradiated particles. Theenergy of the 12C beam was 290 MeV/u. The intensity of the
carbon beam was 108 particles per second (pps). Induced
charges of the OPD detector were recorded at 0.1-sintervals. In the Bragg curve measurement, acryl blocks
having various thicknesses were put between the ionizationchamber and the OPD detector to change incident energy.

(b)

(c)

Figure 4 Experimental setup of the evaluation in HIMAC.

3.2 結果3.2 Results

Figure 5 に電離箱（上）と有機半導体検出器(下)で 0.1 秒毎に得られた収集電荷量を⽰す。図からわかる通り、HIMAC の 3.3 秒のビームスピル構造が明瞭に観察可能である。また、ビームの⼊射が無い部分の出⼒電荷は有機半導体からの暗電流の成分である。空気中の測定と⽐較すると減ってはいるものの、真空中の測定であっても、有機半導体検出器
からの信号が得られていることがわかる。

Figure 5 shows collected charges in the ionization chamber

Figure 6 に空気・真空中で得られた有機半導体の 290 MeV 炭素線に対するブラッグカーブを⽰す。図内の⻘の線は電離箱で得られたブラッグカーブである。空気中・真空中のどちらでも、ほぼ同じ
ブラッグカーブが有機半導体検出器で得られている。⼀⽅で電離箱と⽐較すると、⾼ LET 領域であるブラッグピーク付近では、信号が低くなっており、真空中でも同様に LET 依存性が観測されたといえる。
しかしながら、真空状態の測定でも有機半導体か

and the 4 mm × 8 mm OPD obtained during each 0.1 s
period. The beam spill structure of the 3.3 s cycle could beclearly observed. The collected charges between eachbeam extraction were due to the dark current of the OPD.
The induced charges from OPDs were obtained even in thecase of the vacuum condition, although the amount of thecollected charges was decreased, compared with that in the
air condition.
Figure 6 shows Bragg curves measured with the OPD in the
air and vacuum conditions and with an ionization chamber
for reference. We could observe similar Bragg curves with
the OPD in the air and vacuum conditions. However,compared with the reference ionization chamber, the resultsof the OPDs in air and vacuum conditions were saturated
around the Bragg peaks which were in the high LET region.
The LET dependence still remained in the case of thevacuum measurement.
The collected charges can be observed during beam

55

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

らの炭素線照射による信号は観測できており、このことは得られた電荷が（空気中の電離電⼦ではなく）炭素線によるものであることを⽰唆しているといえる。

extraction even in the vacuum condition. This indicated that

Figure 5 Collected charges of the ionization chamber andFigure 6

the OPD collected electrons actually ionized in the OPD
itself by the carbon beam irradiation.

OPD detector in air.

Bragg curves obtained with a reference ionizationchamber and the OPD detector in air and vacuum.

４．まとめ

4. Conclusion

本稿では、シリコン検出器を散乱検出器として⽤いた WGI 装置のシミュレーション性能予測と、有機半導体を⽤いた炭素線治療⽤線量計のための検出器開発を紹介した。今後も開発を進めていき、実⽤化を⽬指していく予定である。

In this paper, we introduced our performance evaluation of
the Si scatterer for the WGI and we described ourdevelopment of the organic semiconductor dosimeter for
carbon therapy. In the future, we will work to improve the Si
detector for WGI and the organic semiconductor detector for
carbon therapy.

Acknowledgements

Collaborators【WGI Si detector】Eiji Yoshida, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Kenji Shimazoe, Mizuki Uenomachi, Zhong Zhihong (University of Tokyo)【Organic semiconductor detector】Sodai Takyu, Han Gyu Kang, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Eiji Takada, Masakazu Yamagishi, Yuji Okada (National Institute of Technology, Toyama College)

Grants

JSPS KAKENHI 16K21637, 16H02641

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Research achievements in 2019
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次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

⽣物学的洗い出し効果のコンパートメント解析：
15
O 照射と 11C 照射を⽐較するウサギ in-beam PET 実験
Compartmental analysis of biological washout effect:
rabbit in-beam PET using 15O and 11C beams
寅松 千枝 主任研究員
Chie Toramatsu, Senior Researcher
１．はじめに

1. Introduction

粒⼦線治療の in-vivo による線量分布検証法とし Positron emission tomography (PET) is a practical tool forて陽電⼦放出断層撮影（PET）が⽤いられてきた。 real-time and in-vivo dose verification of charged particle
therapy. PET-based dose verification is based on
これは照射した粒⼦ビームと患者体内での原⼦核破
detection of the irradiation-induced positron emitters
砕反応により発⽣した陽電⼦放出核（主に 15O や 11C）
(mainly 15O and 11C ions) produced by fragmentation
を PET で可視化するという原理である。しかし、発 reactions in a patient. Induced positron emitters, however,
⽣した陽電⼦放出核は⽣理学的現象により拡散する are diffused out in living tissue due to biological processes
ため、精密な検証を⾏うにはこの⽣物学的洗い出し during irradiation and PET imaging. Correction for the
効果をモデル化し補正することが必要である。また、 biological washout effect is required. As well, in-beam PET
⽣物学的洗い出し効果は照射に対する反応を⽰して imaging can be used to track the evolution of irradiatedparticles in living tissue. The quantitative biological
いるという臨床報告があり、この効果を定量評価す
washout of the positron emitters has a potential usefulness
ることで診断の指標となる可能性がある。本研究で as a diagnostic index that provides a unique opportunity toは⽣物学的洗い出し効果のモデル化を⽬指す為、ウ probe the status of tumor viability. In this study, we
サギの脳に 15O 及び 11C ビームを照射し PET ダイナ measured washout rates of rabbit brain and performed a
ミックデータを取得した。そして、動態解析の⼿法 kinetic analysis on dynamic PET data to explore thebiological washout mechanism.
を⽤い⼊射ビームの代謝を解析した。
２．⽅法

2. Methods

HIMAC⼆次ビームラインにて、15O及び11Cビームをウサギの脳に照射した。測定には、⾼い検出感度を有するwhole-body depth-of-interaction (DOI)-PET
開発機[1]を⽤いた。Figure 1 (a)、(b)に実験のセッ
トアップを⽰す。in-beam PET 測定を⾏うため、ビームに対し垂直⽅向に検出器リング(直径660 ㎜)を配置した。ウサギを固定するアクリルケースは⿇酔器と接続し、照射は深⿇酔下にて⾏った。15O及び
11
Cビームはそれぞれを3⽻ずつ別の個体の脳に照射し、合計6⽻分のデータを取得した。PET撮像は、15Oビーム照射の場合は20分間、11Cビーム照射の場合は40分間⾏った。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法による画像再構成を⾏った。CT画像とフュージョンした再構成画像上にて、照射した領域にVOI (Volume of Interest) を設置
し 、 そ の 放 射 線 強 度 の 減 衰 曲 線 (Time activity
curve: TAC) を取得した。そしてTACより⽣物学的洗い出しの速度成分を導出した。

Radionuclide beams of 15O and 11C were irradiated on
rabbit brains in the secondary beam lines of the Heavy Ion
Medical Accelerator in Chiba (HIMAC). The biologicalwashout rate for a total of 6 rabbits (3 for 11C beamirradiation and 3 for 15O beam irradiation) was measured
by our original whole-body depth-of-interaction (DOI)-PET
prototype [1] which allows detection of positron emitterswith good statistics. Figure 1 shows the experimental
set-up. The detector ring (660 mm in diameter) was
positioned perpendicular to the beam direction to enablein-beam PET. A rabbit was fixed in an acrylic cylinder andconnected to an anesthesia machine. PET scans were
performed for 40 min for 11C beam irradiation and 20 min
for 15O beam irradiation. The acquired data were divided
into frames with 30 s duration. For each frame, the ordered
subset expectation maximization (OSEM) algorithm wasapplied. The reconstructed image was fused with the CT
image. The volumes of interest (VOIs) were selectedbased on the heart and lung region, and the time activity
curves (TACs) were generated.

57

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 1 The experimental setup with our large bore 4-layer DOI-PET prototype for rabbit brain irradiation: photo (a) andsimplified drawing (b).
The two-compartment model commonly used in nuclear
⽣物学的洗い出しの速度成分を導出には、放射性薬
medicine(figure 2) was employed to derive the biological
剤の動態解析に⼀般的に⽤いられる2-コンパートメ
washout rate [2,3]. The tissue is composed of 2
ントモデルを仮定した [2、3]。Figure.2にモデルのcompartments and k2 is efflux from the tissue to blood. k3
概念図を⽰す。組織を2つのコンパートメントとしてand k4 are influx and efflux from the first to the second
仮定し、組織から⾎管への移動速度を𝑘 、第1コンパ compartments. K1 represents the rate constant betweenートメントと第2コンパートメントの間の移動速度 arterial blood and tissue. However, because we assumed
を𝑘 、𝑘 として表す。また、𝐾 は⾎管から組織への almost all implanted 15O and 11C ions were stopped in the
透過速度であるが、本実験では脳組織に直接RIビー tissue, we did not include K1. Radioactive concentrations
ムを照射したため、𝐾 のパラメータは存在しないも of the first (CT1) and second (CT2) compartments of tissue
without K1 are expressed as equations (1) to (3). Here, I1のとした。よって第１コンパートメント(𝐶 )と第2and I2 are initial radioactivities of the respective
コンパートメント(𝐶 )の放射強度は、2-コンパート compartment. So radioactivity concentration of the total
メントモデルの式を変形して式（1）-（3）のように tissue is expressed as equation (4). Because we assumed表される。ここで、𝐼 、𝐼 はそれぞれのコンパートメ I2 was negligible, it was not included to fit the experimental
ントの放射強度の初期値である。組織全体の放射強 TAC. Consequently, the fitting process is described as
度は式（4）で⽰される。ここで、𝐼 値は無視できる equation (5) and (6). Then, comparative review of thedelived parameters in this study with that of other PET
レベルとして、TACのフィッティング関数は式（5）、
pharmacokinetic studies was performed.
（6）で表すことができる。モデルフィッティングにより導出されたパラメータを、他のPET放射薬物動態の報告と合わせてと⽐較検討した。

𝐶𝐶𝐶
𝑁 𝑝 ∙ exp

𝐼

𝐶

𝐼

𝐶

𝐼 𝑘 exp

𝑘
𝜆

_

𝛼 exp

𝑘

𝛼,

𝑘

𝑘

𝛼 exp
𝛼 ∙𝑡

𝛼 𝑡
𝑘

𝑘

exp

𝛼 𝑡

∓

𝑘

𝑘

𝛼

𝑘

exp

𝛼 𝑡 / 𝛼

𝛼

(1)

𝐼 exp

𝑘 𝑡 / 𝛼

𝛼

(2)

𝑘

𝑘
𝑘 𝛼
𝛼 𝑡
1 𝑝 ∙ exp
𝜆
1

𝑅

𝛼 𝑡

𝑘

2𝑘 𝑘 /2 (3)𝐼 exp
exp 𝛼 𝑡𝛼 ∙𝑡𝑅 𝑝 ∙ exp𝑝 ∙ exp

𝜆

𝛼

∙𝑡

(5)

𝑘

𝛼 / 𝑘

𝑘

𝛼

(6)

58

𝑘 𝑡 / 𝛼
𝜆
_

𝛼
𝛼

(4)
∙𝑡

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 2 The two-compartment model. The tissue is composed of two compartments. k2, k3 and k4 are rate constants
between tissue compartments.

３．結果と考察

3. Results

Figures 3 (a)-(d) show 2-dimensional spatial distributions
Figure 3 (a)-(d) に、PET開発機にて測定した15O
11
in
two rabbits measured by our whole-body DOI-PET
ビーム及び Cビーム照射後から10分間の積算PET
prototype (10 min PET images). The arrows in the figures
画像を⽰す。図中の⽮印はビームの照射⽅向である。
show the beam direction. Implanted radioactive ion beams
代謝のある状態(Figure 3 (a)および(c))では、⼊射ビ
into the brain were diffused to the whole body due to theームが⽣物学的洗い出し効果により体内に拡散する biological washout effect in the living condition (Figure 3様⼦が観察された。Figure 4に照射領域においたVOI (a) and (c)). TACs for VOI of 15O and 11C beam irradiation
値のTACを2-コンパートメントモデルによるフィッ with fitting results using the 2-compartment model are
shown in Figure 4.
ティングの結果とともに⽰す。
As the result of comparative review of the delived
本照射実験にて導出されたパラメータについて他
parameterswith other PET pharmacokinetic studies, k2のPET放射薬剤の参考値と⽐較検討した結果、15Oビ
obtained from 15O beam irradiation was close to that ofームを照射した場合、k2 値はH215Oのように単純拡散 15O-water in cerebral blood flow. And k2 obtained from 11C
するトレーサと同等であった。⼀⽅、11Cビームを照 beam irradiation model suggested permeability of the
射した場合、k2値はメチオニントレーサと同等であ generated molecule with 11C regulated by a transporter,
った。⼊射11Cビームは単純拡散せず11CO2や11COの because efflux from the tissue was relatively low compared1115
化学系となり、何らかのトランスポータにより輸送 with simple diffusion tracers. The k3 values of C and O
11were much higher than k4 values, thus part of the C and
される成分があることが⽰唆される。15O及び11Cビー 15
O ions were fixed in the tissue.
ム照射において、k4 値と⽐較し⾮常に⼤きいk3 値が得られた。⼊射した15O及び11Cイオンには組織に取り込まれた成分があると考えられる。

Figure 3 Coronal slices acquired by the whole-body DOI-PET prototype (summed 0-10 min after irradiation) fused with CT
images. PET images of 15O beam irradiation under the live condition (a) and the dead condition (b), and 11C beamirradiation under the live condition (c) and the dead condition (d). For comparison of appearance of signal diffusion by the
biological washout effect, the colour scale of each PET image was normalized according to the half-life of 11C and 15O.

59

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 4 TACs for VOI of 15O and 11C beam irradiation with fitting results using the 2-compartment model.

４．まとめ

4. Conclusions

本研究では、ウサギの脳に照射した 15O 及び 11C ビームの⽣物学的洗い出し速度を測定し、whole-body
DOI-PET 開発機を⽤いてダイナミック解析を⾏った。得られた TAC は２-コンパートメントモデルと良く⼀致した。⽣物学的洗い出し効果の機序を解明
し、洗い出し速度を PET 診断の臨床的な指標として利⽤するためには 15O 及び 11C を含む分⼦の化学系をよく検討し決定することが必要不可⽋である。本照射実験では照射 RI ビームの動態解析を⾏うことで、⽣物学的洗い出し効果のモデル化に向けて新たな基礎データを得ることができた。

We measured the biological washout rate of implanted
and 11C ion beams in rabbit brain. Using ourwhole-body DOI PET prototype, we demonstrated the
dynamic analysis. The 2-compartment model fitted theexperimental TACs well. A careful determination ofchemical forms containing the 15O and 11C atoms isessential to investigate the biological washout mechanism
and to use the biological washout rate as a clinicaldiagnostic index. This study provided useful data formodelling the biological washout effect.
15O

Acknowledgements
Collaborators

Akram Mohammadi, Hidekatsu Wakizaka, Munetaka Nitta, Yuma Iwao, Go Akamatasu,
Soudai Takyu, Han Gyu Kang, Fumihiko Nishikido, Yoshiyuki Hirano, Miwako Takahashi,
Iwao Kanno and Taiga Yamaya (NIRS-QST)

Grants

JSPS KAKENHI 18K07773

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60

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

OpenPET を用いた RI ビームの研究と検出器開発
RI beam study using OpenPET & DOI detector
development
モハマディ アクラム 主任研究員
Akram Mohammadi, Senior Researcher
１．はじめに

1. Introduction

重粒子線治療では、患者体内での粒子線の停止位
置を知ることが効果的な治療のために重要である。
PET (positron emission tomography)は、核破砕反応で生じた陽電子放出核種の分布を画像化することができる手法として知られている[1-2]。我々のグループで、DOI 検出器を用いて特化型の PET 装置である「OpenPET」を開発した[3]。本稿では、インビー
ム PET 応用の最終結果と、PET 装置の検出器改善について報告する。

In heavy ion therapy, it is important to know ion beam
stopping position within a patient’s body for effective
treatment. Positron emission tomography (PET) is anestablished method to visualize distribution of positron
emitters produced through fragmentation reactions [1-2].
Our group recently developed a dedicated PET systemcalled “OpenPET” with depth-of-interaction (DOI) capability[3]. In this review, we report the newest results of the inbeam PET application and the detector improvement for a
PET scanner.

我々の研究では、粒子線ビームの停止位置を直接In our research, we are using radioactive ion (RI) beams
可視化するために、RI (radioactive ion)ビームを用い for direct visualization of ion beam stopping position [4-5].
ている[4-5]。我々はこれまでに、RI ビームのエネル We have already shown the effect of energy broadening of
ギーの広がりの影響によって、PET のピークと線量 RI beams on the positional difference between the PETのピークの位置に違いが現れることをモンテカルロ peak and the dose peak using Monte Carlo simulation [6].
シミュレーションによって示した[6]。2019 年には、 In 2019, we experimentally confirmed the effect of energy
そのエネルギーの広がりによる 2 つのピークの違い broadening on the positional difference between the twoを実験的に示した。また、空間分解能を向上させた peaks. A DOI detector itself was also developed in 2019 by
DOI 検出器の開発も 2019 年に行った。
improving the spatial resolution of our previous detector.

２． OpenPET を用いたＲＩビーム研究

2. RI beam study using our PET scanner

HIMAC (Heavy Ion Medical Accelerator in Chiba)
にて、運動量アクセプタンスが 5%と 0.5%の 11C ビーム (210 MeV/u) を PMMA ファントムに照射した。ビームエネルギーの広がりに直接影響する、粒子線の最小と最大のエネルギーは運動量アクセプタン
スによって決まる。インビーム PET の画像は、フルリングの PET 装置 [7] によって取得した。インビー
ム PET イメージングと線量測定の実験セットアップ
を Figure 1 に示す。深さ線量プロファイルは水中線量計によって測定した。

A PMMA phantom was irradiated by an 11C (210 MeV/u)beam with momentum acceptances of 5% and 0.5% at the
Heavy Ion Medical Accelerator in Chiba (HIMAC). The
momentum acceptance determines minimum andmaximum energies of an ion beam which are directly
related to energy broadening of the beam. The in-beam
PET images were obtained by our full-ring PET scanner [7].
The experimental setup for in-beam PET imaging and dose
measurement is shown in figure 1. The depth dose profile
was measured using a cross monitor in water.
Integrated activity distributions from PET images in a
PMMA phantom were compared with the measured relative
dose in an equivalent PMMA in figure 2. The positional
differences between the PET peak and the dose peak of
2.5 mm and 0.3 mm were observed for the beams with
momentum acceptances of 5% and 0.5%, respectively.

PET 画像を積算して得た PMMA ファントム中の放射能分布を、測定した PMMA 等価の相対線量と比較した（Figure 2）。PET ピーク位置と線量ピーク位置の差は、ビームの運動量アクセプタンスが 5%と0.5%の場合にはそれぞれ 2.5 mm 及び 0.3 mm であ61

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

In this work, the minimum difference of 0.3 mm wasobserved for the beam with momentum acceptance of
0.5%, which is almost a mono-energetic beam.

った。
本研究では、ほぼ単一エネルギーのビームである
0.5%の運動量アクセプタンスのビームにおいて、最小差 0.3 mm が観測された。

We are planning to investigate the effect of momentum
acceptance on the biological dose distribution in the near
future.

今後、運動量アクセプタンスの生物線量分布への影響について検討することを予定している。

a)b)

Cross monitor

PMMA

Figure 1 Experimental setup for dose measurement of the 11C beam in a water phantom by a cross monitor a) and inbeam PET imaging by our PET scanner b).

Momentum acceptance: 5%

0.8

Dose

1
0.95
0.9
0.85
0.8
68

PET (activity)

0.6

2.5 mm
1.05

69

70

71

72

Depth in PMMA (mm)

73

74

0.4
0.2
0

0

20

40

60

Depth in PMMA (mm)

80

100

b)

1

11

C: 210 MeV/u

0.3 mmMomentum acceptance: 0.5%

0.8

Dose

0.6

PET (activity)

Normalized value (a.u)

C: 210 MeV/u

Normalized value (a.u)

111Normalized value (a.u)

Normalized value (a.u)

a)

1
0.9
0.8

69.5

70

0.4

70.5

71

71.5

Depth in PMMA (mm)

72

72.5

0.2
0

0

20

40

60

Depth in PMMA (mm)

80

100

Figure 2 Comparison of integrated activity distributions from PET images for the PMMA phantom irradiated with the 11C
beam of 210 MeV/u with the measured dose in equivalent PMMA for momentum acceptances of a) 5% and b) 0.5%.

３．ＤＯＩ検出器開発

3. DOI detector development

DOI 情報は PET 装置の視野(FOV）の周辺領域におけるパララックスエラーを低減して PET の画質を向上させるために必要である（Figure 3）。我々はこれまでに PET 検出器として、様々な 4 層 DOI 検出
器を小さい結晶素子からなるセグメント化されたシンチレータ配列を用いて開発している [8-9]。

DOI information is necessary to improve PET image
quality by reducing parallax errors in the peripheral field-ofview (FOV) of PET systems as illustrated in figure 3. We
have already proposed a series of four-layer DOI detectors
using segmented scintillator arrays composed of small
crystal elements as PET detectors [8-9].
Recently, the efficient and precise fabrication of

近年、SSLE (subsurface laser engraving)により、
segmented crystal arrays has become possible by using
セグメント化結晶配列の効率的かつ精密な加工が可
subsurface laser engraving (SSLE) [10]. SSLE creates very
能となった。SSLE では、超微細な亀裂の層を結晶内 fine micro-cracked layers in a crystal, which act as opticallyに生成することで、光学的な拡散層として機能し、光 diffuse layers to scatter and reflect light. We developed aを散乱させたり反射させたりするようにできる。 dual-ended DOI detector composed of crystal bars
我々は近年、SSLE によってセグメント化されたクリ segmented using SSLE. Seven and thirteen DOIs with DOI
スタルバーによって構成された両端読み出しの DOI resolutions of 3 and 1.5 mm were obtained for detectors

62

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchcomposed of 3×3× 20 mm3 and 1.5 ×1.5×20 mm3 sized
crystal bars, respectively [11].

検 出 器 を 開 発 し た 。 サ イ ズ が 3x3x20 mm3 と1.5x1.5x20 mm3 のクリスタルバーを用いて、それぞれ、DOI 7 層と 13 層、DOI 分解能 3 mm と 1.5 mmを達成することができた [11]。

In 2019, we focused on improvement of spatial resolutionof our dual-ended detector to the submillimeter level toallow its application for a small animal PET scanner. For
this purpose, a set of LYSO crystal bars with the size of
1×1×20 mm3 was segmented into 12 DOI segments byapplying the SSLE technique. An 8×8 crystal array was
prepared with reflectors between the crystal bars as shownin figure 4. Two 4×4 array TSV (through silicon via) MPPCs(S13361-2050AE-04) were set at the bottom and top of thesegmented crystal array. The effective area of each MPPC
channel was 2×2 mm2 and the dead space thickness
between MPPC channels was 0.2 mm.

2019 年、我々は両面読み出しの検出器を、小動物
ＰＥＴ装置に応用するために、サブミリレベルの空間分解能へと向上させることに注力した。この目的のために、SSLE の技術によって、1x1x20 mm3 サイ
ズの LYSO クリスタルバーを 12 の DOI セグメントにセグメント化した。そして、Figure 4 に示すようにクリスタルバーの間は反射材とした 8ｘ8 の結晶配列を作成した。4x4 配列のＴＳＶ（through siliconvia） MPPC (S13361-2050AE-04)を 2 つ、セグメン
ト化された結晶配列の底面と上面にセットした。
The detector was irradiated using two 137Cs point
MPPC の各ピクセルの有感面積は 2x2ｍｍ2 であり、sources from the bottom and top of the detector (figure 4).
ピクセル間の不感領域の間隔は 0.2 mm である。
The interaction positions were estimated using the Anger
calculation.

137

Figure 4 のように、 Cs 点線源を用いて検出器の上下より検出器に照射した。相互作用の位置はAnger 計算によって推定した。

The position maps and a count profile of a crystal bar at
the middle of the array are given in figure 4. The responsesof all segments at the middle and edges of the crystal array
were separately identified. All 12 segments were also
clearly separated in the z direction in the count profiles.

クリスタルバーの配列の中間の層のポジションマ
ップとカウントプロファイルを Figure 4 に示す。結晶配列の中心及び端のすべてのセグメントの応答が分離し識別できていた。また、12 のセグメントも z
方向のカウントプロファイルにおいて明確に分離できていた。

We developed a prototype dual-ended detector using
crystal bars of 1×1×20 mm3 segmented into 12 DOI
segments with submillimeter spatial resolution for a small
animal PET scanner.

我々は、小動物 PET 用にサブミリメートルの空間分解能を持つ、12 段 DOI にセグメント化された
1x1x20mm3 のクリスタルバーを用いたプロトタイ
プの両面読み出し検出器を開発した。

b)a)Figure 3 Parallax error at the center and corner of FOV in PET ring geometry a) and reduction of parallax error by DOI
information b).

63

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics ResearchExperimental setup

3D position map

137

Cs

2D position map

Count profile for the indicated crystal

50

100

400
150

z

300

250
0

50

x

100

150

200

250

CountsSSLE layer

200

①
②③
④
⑤⑥
⑧⑨ ⑪
⑩ ⑫
⑦

200

50

reflector

100
100

0
-1

air

150

y

200

137

Cs

0

0.5

1

Depth position (a.u)

x

250
0

-0.5

50

100

150

200

250

Figure 4 Schematic drawing of the experimental setup of the prototype detector; 3D position map of the 8×8 crystal array;
2D position maps at the central layers of the crystal array in xy and zx planes; the count profile of the indicated segment at
the 2D position map.

Acknowledgements
Collaborators

Hideaki Tashima, Sodai Takyu, Go Akamatsu, Yuma Iwao, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Katia Parodi (LMU, Germany)

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A. Mohammadi et al., Phys Med Biol., 64, pp 145014, 2019.
G. Akamatsu et al., Phys Med Biol., 64, pp 095014, 2019.
T. Tsuda T et al., IEEE Trans Nucl Sci., 5, pp2537-2542, 2004.
A. Mohammadi et al., Nucl Inst Methods Phys Res A, 866, pp 29-35, 2017[10] T Moriya et al., IEEE Trans Nucl Sci., 61, pp 1032-38, 2014.
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Vol. 64, p 145014, 2019.
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detector with TOF and DOI capabilities using crystal bars segmented by subsurface laser engraving,” Nucl. Inst.
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for the characterization of radioactive carbon and oxygen ion beams,” Phys. Med. Biol. Vol. 64, p 115009, 2019.
G. Akamatsu, H. Tashima, Y. Iwao, H. Wakizaka, T. maeda, A. Mohammadi, S. Takyu, M. nitta, F. Nishikido, H.
Rutherford, A. Chacon, M. Safavi-Naeini, E. Yoshida, A. Kitagawa, K. Parodi and T. Yamaya, “Performance evaluationof a whole-body prototype PET scanner with four-layer DOI detectors,” Phys. Med. Biol. Vol. 64, p 095014, 2019.
A. Chacon, S. Guatelli, H. Rutherford, D. Bolst, A. Mohammadi et al, “Comparative study of alternative Geant4 hadronicion inelastic physics models for prediction of positron-emitting radionuclide production in carbon and oxygen ion
therapy,” Phys. Med. Biol. Vol. 64, p 155014, 2019.
A. Chacon, M. Safavi-Naeini, D. Bolst, S. Guatelli, D. R. Franklin, Y. Iwao, G. Akamatsu, H. Tashima, E. Yoshida, F.
Nishikido, A. Kitagawa, A. Mohammadi et al., “Monte Carlo investigation of the characteristics of radioactive beams
for heavy ion therapy,” Scientific Report Vol. 9, p. 6537, 2019, https://doi.org/10.1038/s41598-019-43073-1.

64次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

光⼯学に基づく医⽤放射線イメージング：
⾼分解能 DOI-PET 検出器の開発と 15O ビームの光学撮像化
Medical radiation imaging based on optical engineering:
PET detector development and therapeutic beam imaging
カン ハンギュ 研究員
Han Gyu Kang, Researcher
１．はじめに

1. Introduction

前臨床の分⼦イメージング試験において、陽電⼦
断層撮影法(PET)は放射性薬剤の体内でのメカニズ
ムを解明するために重要な役割を担っている。現在の市販 PET 装置は結晶の⻑さが 10 mm 未満と短いため感度に限界があり、さらに検出器ブロック間のギャップも感度の低下に繋がっている。これらの問
題 を 解 決 す る た め 、 subsurface laser engraving（SSLE）技術を使⽤した、台形型の結晶アレイにより構成される新しい depth of interaction (DOI) PET
検出器を開発した[1]。さらに、⾼解像度かつ⾼感度の⼩動物 PET イメージングのために、スタガー型 3
層 DOI PET 検出器の開発も⾏った。

For preclinical molecular imaging, positron emission
tomography (PET) has been playing an important role inrevealing various mechanisms of radiopharmaceuticals
inside living animals. Commercially available PET
scanners have a short crystal thickness of less than 10mm, which limits their sensitivity. Moreover, the gap
between the detector blocks results in a sensitivity loss. In
order to address these issues, we developed a novel
depth-of-interaction (DOI) PET detector with a trapezoid
geometry crystal array by using the subsurface laser
engraving (SSLE) technique [1]. Moreover, we also
developed a staggered 3-layer DOI PET detector for
high-resolution and high-sensitivity small animal PET
imaging.

２．台形型 DOI PET 検出器

2. Trapezoid geometry DOI PET detector

た DOI PET 検出器の性能評価の結果を述べる。

In a previous study, we proposed a small animal DOI PET
detector with a trapezoid geometry crystal array by using
the SSLE technique to reduce the manufacturing costcompared to that of a conventional mechanical cutting
method [2]. The PET sensitivity can be increased around
80% by using the trapezoid geometry crystal array ascompared to the conventional box shape crystal array.
Here we present results of the performance evaluation of
the proposed DOI PET detector for such items as energy
and DOI resolution.

2.1 ⽅法2.1 Method

提案した⼩動物 DOI PET 装置の内径は 60 mm、
体軸⽅向視野は 10.5 mm である(Figure 1)。厚さ 0.9mm・⻑さ 20 mm の台形型モノリシック LYSO 結晶
プレートを、SSLE 技術を使⽤して 15×1 アレイにピクセル化した。上⾯と下⾯の結晶ピッチは、それぞれ 1.02 mm と 1.71 mm である。SSLE 処理が⾏われたその LYSO 結晶プレート 11 個を、enhanced
specular reflector (ESR) 反射材を使⽤して光学的The proposed small animal DOI PET scanner has an inner

以前の研究では、従来の機械的切断法と⽐較して製造コストを削減するため、SSLE 技術による台形型
結晶アレイを⽤いた⼩動物 DOI PET 検出器を提案した[2]。台形型結晶アレイを使⽤することで、従来の直⽅体型結晶アレイと⽐較して PET の感度を約80％向上させることができる。ここでは、エネルギ
ー分解能や DOI 分解能などの項⽬について、提案しdiameter of 60 mm and axial FOV of 10.5 mm (Figure 1). A
trapezoid shape 20 mm long monolithic LYSO crystal platewith a thickness of 0.9 mm was pixelized into a 15×1 arrayby using the SSLE technique. The crystal pitches of the
top and bottom sides were 1.02 mm and 1.71 mm,
respectively. Eleven SSLE-processed LYSO crystal plates
were assembled together and optically isolated by using
an enhanced specular reflector (ESR) which resulted in an65

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchに分離し、体軸⽅向ピッチ 0.96 mm でブロック化した。シンチレーション光の信号読み出しのために、上⾯に 7×6 の SiPM アレイ（2.4 mm ピッチ）、下⾯に 8×4 の SiPM アレイ（3.2 mm ピッチ）を台形 LYSO
ブロックに取り付けた。
結晶ブロック内のガンマ線の相互作⽤位置を識別するために抵抗網回路を使⽤した。読み出した信号
は、CAMAC DAQ を⽤いてデジタル化した。DOI 分
解能の評価のために、コリメートした 511 keV のガンマ線を台形 LYSO ブロックの深さ 2, 6, 10, 14, 18
mm の位置に照射した。DOI 分解能は、2 つの SiPM
アレイの信号の波⾼値の⽐から推定した[3,4]。

axial pitch of 0.96 mm. For the scintillation signal readout,
a 7×6 array SiPM (pitch=2.4 mm), and an 8×4 array SiPM
(pitch=3.2 mm) were attached at the top and bottom sidesof the LYSO array, respectively.
A resistive network was used to encode the interaction
position of the gamma photon inside the crystal array. The
positional signals were digitized using CAMAC DAQ. For
the evaluation of the DOI resolution, collimated 511 keVgamma photons were irradiated onto the trapezoid shape
LYSO array with different depths of 2, 6, 10,14, and 18
mm. The DOI resolution was estimated from the signal
amplitude ratio of the two SiPM arrays [3,4].

Figure 1 Proposed PET geometry with the trapezoid geometry crystal (a), the dual-ended readout detector (b), and thetrapezoid LYSO crystal array (c).

2.2 結果2.2 Results

台形 LYSO ブロックの 15×11 の全てのピクセル
は、2 次元ポジションマップ内で識別できた。平均
エネルギー分解能は 16.1％だった (Figure 2)。平均
DOI 分解能は 2.3±0.6 mm であった。

All the 15×11 LYSO crystal pixels were identified in the 2D
flood map. The average energy resolution of the summed
signal (Front + Back) was measured to be 16.1% (figure2). The average DOI resolution was 2.3±0.6 mm.

Figure 2 Experimental results of the SSLE based DOI detector with trapezoid LYSO array: flood map (a), energy spectra(b), and DOI resolution (c).

66

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

2.3 考察2.3 Discussion

SSLE 技術を利⽤して、台形 LYSO 結晶ブロック

We developed a dual-ended readout DOI PET detectorを⽤いた両⾯読み出し⽅式 DOI PET 検出器を開発しwith the trapezoid geometry LYSO crystal array by using

た。提案した DOI PET 検出器は、⾼解像度かつ⾼感度の⼩動物 PET モダリティに使⽤できると考える。

３．スタガー型 3 層 DOI PET 検出器

the SSLE technique. The proposed DOI PET detector canbe used for a high-resolution and high-sensitivity small
animal PET modality.

3. Staggered 3-layer DOI PET detector

In-beam PET への利⽤には、両⾯読み出し⽅式よFor the in-beam PET application, a single-ended readout

り⽚⾯読み出し⽅式の⽅が光センサーへの放射線損

method has an advantage over a dual-ended readout

傷が少ない。我々は、in-beam ⼩動物 PET イメージングのために⽚⾯読み出し⽅式を⽤いたスタガー型
3 層 DOI PET 検出器を開発した。

method in terms of relatively less radiation damage to thephoto-sensor. Therefore, we have developed a staggered
3-layer DOI PET detector using single-ended readout for
in-beam small animal PET imaging.

Figure 3 Experimental results for the staggered 3-layer LYSO array coupled with the 8×8 array SiPM: LYSO array with
SiPM array (a), flood map (b), and photo of the detector (c).

3.1 ⽅法3.1 Method

提案した⽚⾯読み出し⽅式 DOI PET 検出器は、3The proposed single-ended readout DOI PET detector

層のスタガー型 LYSO 結晶アレイ、厚さ 1 mm のラ

consists of the 3-layer staggered LYSO crystal array, an

イトガイド、3.2 mm ピッチの 8×8 SiPM アレイ（S141610-3050HS、浜松ホトニクス）で構成されている（Figure 3）。2 次元ポジションマップ上で DOI
情報を取得するために、LYSO アレイは 1 層⽬ 22×acrylic light guide with a thickness of 1 mm, and an 8×8
SiPM (Hamamatsu, S141610-3050HS, Japan) array with apixel pitch of 3.2 mm (Figure 3). In order to encode the
DOI information on the 2D flood map, the 1st (5 mm, 22 ×23), the 2nd (6 mm, 23 × 23), and the 3rd (9 mm, 24 × 24)

23 配列（5 mm ⻑）、2 層⽬ 23×23 配列（6 mm ⻑）、 LYSO layers are stacked with a staggered configuration.
3 層⽬ 24×24 配列（9 mm ⻑）のスタガー構造で積The LYSO crystal pitch and the total thickness were 1.0層された。LYSO アレイの結晶ピッチは 1.0 mm、合mm and 20 mm, respectively. The 64 SiPM anode signals

計の⻑さは 20 mm である。64 個の SiPM アノード
信号は、抵抗網回路を使⽤して 4 つの位置信号にまとめた。データ収集系には CAMAC DAQ を⽤いた。

were multiplexed into four positional signals using a
resistive network. The analog SiPM signals were digitizedby using CAMAC DAQ.

67

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 4 Experimental results of the staggered 3-layer LYSO array coupled with the 8×8 array SiPM: flood map (a),corner ROI (b), and energy spectrum of each layer (c).

3.2 結果3.2 Results

各層の結晶ピクセルは、2D ポジションマップにおいて識別できた（Figure 4 (a)）。エネルギー分解能とコインシデンス時間分解能は、それぞれ 23.8±
7.0％、2.4±0.4 ns だった。

The crystals pixels of each layer could be identified in the

3.3 考察3.3 Discussion

⽚⾯読み出し⽅式を⽤いたスタガー型 3 層 DOI
PET 検出器を開発した。検出器の結晶は 1 mm ピッ
チ、結晶の合計の⻑さは 20 mm、SiPM アノード信号の多重化⽐は 64 対 4 である。今後ミュンヘン⼤学と共同で、陽⼦線治療⽤の in-beam ⼩動物 PET を開発予定である。

We developed the staggered three-layer DOI PET detector

4．光学撮像を⽤いた HIMAC RI ビームのエネルギ
ー分布の測定4. Optical imaging for the energy spread
estimation of radioactive ion (RI) beams

以前の研究では、光学撮像技術が RI ビームの⾶程In a previous study, we have demonstrated that the optical

推定に利⽤できることを実証した[5]。今回は、そのimaging can be used for the range estimation of RI beams

技術が

15

O イオンビームのエネルギー幅の推定にも利⽤できるか検討を⾏った。
4.1 ⽅法15

O イオンビームをアクリルファントム（10×10
×9.9 cm3）に 4 分間照射し、照射中のルミネッセン
スによる発光画像を得た。ビーム停⽌後、チェレン
コフ光による発光画像を 2 分間取得した。それらの画 像 は -5 ℃ に 冷 却 し た レ ン ズ 付 き CCD カ メ ラ（BS-40L、Bitran）を使⽤して取得した。モーメン

2D flood map (Figure 4 (a)). The energy resolution andcoincidence timing resolution were 23.8±7.0%, and
2.4±0.4 nsec, respectively.

using single-ended readout; the detector had a 1 mmcrystal pitch and total thickness of 20 mm. The
multiplexing ratio of the SiPM anode signals was 64 to 4.
In the future, we will develop an in-beam small animal PET
for proton therapy in collaboration with Ludwig Maximilian
University.

in an acrylic phantom [5]. Here we present the feasibility ofenergy spread estimation for 15O ion beams by using
optical imaging technique in HIMAC.

4.1 Method
An acrylic phantom (10 × 10 × 9.9 cm3) was irradiated withan 15O ion beam for 4 min. The luminescence image wasobtained during the beam irradiation. After the beam wasstopped, the Cerenkov image was obtained for 2 min. The
optical images were acquired by using a lens coupled a
CCD camera (Bitran, BS-40L, Japan) which was cooled to68

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

タムアクセプタンス(MA)を 1%, 2%, 4%と変えることで、3 種類のエネルギー幅の条件を設定した。

-5ºC. Three different momentum acceptances (MA) of 1%,2%, and 4% were used to make different energy spreadconditions.

4.2 結果4.2 Results

MA の変化は、ルミネッセンス光とチェレンコフ
光の画像により視覚化できた（Figure 5）。ビーム⽅向に沿ったチェレンコフ光の信号分布の半値幅（FWHM）は、15O イオンビームのエネルギー幅に対し線形性を⽰した。

The effect of different momentum acceptances could be

4.3 考察4.3 Discussion

ビーム⽅向に沿ったチェレンコフ光の信号分布の半値幅を測定することで、15O イオンビームのエネル
ギー幅の推定を⾏えることを実証した。今後はシミュレーションと実験の間での不⼀致を最⼩化するために、ビームの詳細に関する追加のパラメータをシ
ミュレーションで考慮する予定である。

We demonstrated the feasibility for making the energy

visualized by the luminescence and Cerenkov images(Figure 5). The full width at half maximum (FWHM) of the
Cerenkov signal along the beam direction showed a linear
relationship with the energy spread of the 15O ion beam.

spread estimation of 15O ion beams by measuring the
FWHM of the Cerenkov signal along the beam direction. In
the future, additional detailed beam parameters will betaken into account for the simulation to minimize thediscrepancy between the simulation and the experiment.

Figure 5 Optical imaging results of 15O ion beam with different momentum acceptances of 1%, 2%, and 4% (a), and therelationship between the FWHM of Cerenkov signal and energy spread of the 15O ion beam (b).

５．まとめ

5. Conclusion

⾼解像度および⾼感度を実現する次世代⼩動物
PET イメージング研究のために、SSLE 技術による台形型結晶アレイを⽤いた両⾯読み出し⽅式 DOI 検
出器と、1 mm ピッチかつ合計⻑さ 20 mm の結晶を⽤いた⽚⾯読み出し⽅式スタガー型 3 層 DOI 検出器を開発した。HIMAC において光学撮像技術を⽤いることで、15O イオンビームのエネルギー幅の推定が可能であることを実証した。

For the next generation high-resolution and high-sensitivity
small animal PET imaging research studies, we developed
the following DOI detectors: the dual-ended readoutdetector with the trapezoid geometry crystal array madeusing the SSLE technique; and the staggered 3-layer DOI
PET detector using single-ended readout that has 1 mmcrystal pitch and 20 mm total thickness. The feasibility ofmaking the energy spread estimation of 15O ion beams
was demonstrated using optical imaging in HIMAC.

69

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Acknowledgements
Collaborators【Trapezoid DOI PET】
Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Hamamatsu Photonics. K.K.
【Staggered DOI PET】
Sodai Takyu, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya (NIRS-QST), Munetaka Nitta (LMU)【Optical imaging for RI beam】
Fumihiko Nishikido, Sodai Takyu, Akram Mohammadi, Shinji Sato, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Seiichi Yamamoto (Nagoya University)

Grants

JSPS KAKENHI 18H05967

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9, pp. 096008-1-11, 2019..

70

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

特定部位に特化した近接型 PET 装置の研究開発
Organ-dedicated compact PET systems
⾚松 剛 博⼠研究員
Go Akamatsu, Postdoctoral Researcher

1. Introduction

１．はじめに

現在全国 350 を超える医療機関で PET 検査が実 In Japan, presently more than 350 hospitals are able to18
施されており、悪性腫瘍を対象とする 18F-FDG PET conduct PET examinations such as whole-body F-FDG
PET for oncology. In addition, some novel promising tracers
を主として診療に広く PET 検査が普及している。さfor brain or cardiac imaging are getting close to clinicalらに最近では、これまで主に研究⽬的で実施されてapplication uses. For example, several amyloid PET tracers
きた脳や⼼臓を対象とする PET 検査の診療応⽤が近 have been regulatory approved for clinical use. They are
づいている。脳内に蓄積したアミロイドβを可視化 expected to be widely used as an imaging biomarker forするアミロイド PET 薬剤は、すでにいくつかの薬剤 dementia. Also, another PET tracer for myocardial blood
が薬機法承認済みであり、将来の医療への普及が期 flow has been developed and its clinical trials are taking
待されている。⼼臓を対象とする PET 薬剤としては、 place [1]. One Japanese pharmaceutical company is now
working on obtaining the regulatory approval for this tracer.
18
F 標識の新しい⼼筋⾎流 PET 薬剤の治験が海外で進⾏中であり [1]、⽇本でも製薬企業が放射性医薬
On the other hand, commonly used clinical PET scanners
aredesigned for whole-body imaging in which the diameter
品としての供給体制の構築を⽬指している。

of the cylindrical gantry is larger than 60 cm. This geometry
is not optimized to brain or cardiac imaging because thedetectors cannot be arranged close to the subject.
Compacter detector arrangements can provide higher
detection sensitivity since the solid angle coverage of thedetectors is increased. If we develop a dedicated compact
PET system with higher sensitivity, it could address several
unmet needs in nuclear medicine.

⼀⽅で、現在普及している PET 装置は全⾝を撮像できるように設計された円筒形（直径 60 cm〜）の装置がほとんどであり、脳や⼼臓に最適な検出器配置ではなく、放射線を検出できる⽴体⾓が⼩さいため、脳 PET・⼼臓 PET の有⽤性を最⼤限引き出せていない。脳や⼼臓に特化した近接型の⾼感度な PET装置を実現できれば、これらの検査法の潜在的な有⽤性を引き出すことができ、核医学検査を⾶躍的に発展させる可能性を秘めている。

We therefore proposed a helmet-type PET system forbrain imaging and compact elliptical and D-shape PET
systems for cardiac imaging. In this study, we assessedcount rate characteristics and image quality of the
proposed systems, and then discussed suitable system
specifications for a compact PET system.

そこで我々は、脳イメージングに特化したヘルメ
ット型 PET 装置ならびに⼼臓イメージングに特化した楕円形および D 字形の近接型 PET 装置を考案した。本研究では、これらの装置の計数率特性と画質を評価することにより、近接型 PET 装置に適した装置構成を考察する。

2. Brain-dedicated helmet-type PET prototypes

２．頭部⽤ヘルメット型 PET 試作機

For proof-of-concept, we developed the first helmet-type
PET prototype with depth-of-interaction (DOI) detectors.
Then, a performance evaluation and the first human study
were conducted using the first prototype [2]. In 2018, basedon the experience of the first prototyping, we developed the

我々は、これまでに DOI (depth-of-interaction) 検出器を搭載したヘルメット型 PET 第 1 試作機を開発
し、健常者を対象とした PET 撮像ならびにファントムを⽤いた性能評価を進めてきた [2]。さらに、201871

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchsecond prototype which had time-of-flight (TOF)
measurement capability of a 245-ps coincidence timingof-flight) 測定が可能な第 2 試作機を開発した [3]。
resolution without DOI measurement capability [3].

年には 245 ピコ秒の時間分解能を有する TOF (time-

2.1 ⽅法2.1 Methods

第 1 試作機と第 2 試作機の構成を Table 1 およびFigure 1 に⽰した。計数率特性の評価は、標準的なPET 性能評価規格である NEMA NU-2 standards
publication [4] に従い、70 cm の散乱ファントムを使⽤し、真の同時計数率 (True) 、散乱同時計数率(Scatter)、偶発同時計数率 (Random) および雑⾳等
価計数率 (noise-equivalent count rate: NECR) を算出した。

Table 1 and Figure 1 show system specifications of the twohelmet-type PET prototypes. According to the NEMA NU-2
standards publication, the count rate characteristics were
measured with the 70-cm-long scatter phantom [4]. True,
scatter and random coincidence count rates and noise
equivalent count rate were calculated based on the NEMA
procedure.

Table 1 System specifications of the helmet-type PET prototypes.

Scintillation crystals
Size of scintillation crystals
Number of crystals per detector
Photo sensor
Anode pitch or pixel size
Crystal identification method
DOI capability
TOF capability
TOF sensitivity gain (20 cm object)
Number of detectors
Helmet inner diameter
Energy window
Energy resolution
Coincidence time window

First prototype

Second prototype(DOI-type)
GSOZ
2.8 × 2.8 × 7.5 mm3
16 × 16 × 4
64-ch FP-PMT
6 × 6 mm2
Anger calculation
4 layers
N/A
54
253 mm
400-600 keV
12%@511 keV
20 ns(TOF-type)
LFS
4.1 × 4.1 × 10 mm3
12 × 12 × 1
144-ch SiPM array4 × 4 mm2
One-to-one coupling
N/A
245-ps coincidence time resolution
5.4
54
279 mm420-590 keV
12%@511 keV
3.6 nsFigure 1 Photos (a), schematic detector arrangements (b), and photos of the detector configurations (c) of the helmettype PET first and second prototypes.

72

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

The NEMA image quality phantom was too big to insert

画質評価は、独⾃に製作した頭部サイズの画質評
価ファントムを使⽤した [5]。NEMA が規定しているファントムの 6 つの球体 (それぞれ直径 10, 13,
17, 22, 28, 37 mm) を流⽤することで、NEMA 規格と同様の評価を⾏うことができる。バックグラウン
ド領域の放射能濃度は 2.65 kBq/mL とし、4 つの球(直径 10〜22 mm) にはバックグラウンド領域の 4倍に相当する放射能濃度の⽔を封⼊した (ホット球)。残りの 2 つの球には放射能を含まない⽔を封⼊した (コールド球)。撮像時間は 30 分とした。

into the helmet-type PET because the phantom simulated
the human body. We therefore developed the brain-size
image quality phantom by attaching the lid of the NEMA
image quality phantom onto a new cylindrical case. The
background radioactivity was 2.65 kBq/mL. Four small
spheres (diameter: 22, 17, 13 and 10 mm) were filled with
18F solution having a 4:1 activity ratio. Two other spheres(diameter: 37 and 28 mm) were filled with non-radioactive
water. The data were acquired for 30 minutes.

2.2 Results and Discussions

2.2 結果・考察

計数率特性を Figure 2 に⽰した。第 1 試作機は放 The count rate characteristics are shown in Figure 2. The
射能濃度が⾼くなると急激に偶発同時計数率が上昇 random count rate was high for the first prototype because
していることが分かる。これは同時計数窓が 20 ns the coincidence time window was relatively large (20 ns).と⻑いためであり、計数率特性を悪化させる要因と The detectors and data acquisition (DAQ) system for the
なっている。第 1 試作機の検出器システムは、元々、 first prototype were originally developed for an in-beam
粒⼦線治療下で使う PET ⽤に開発した経緯があり、 PET system. In order to prevent radiation damage, this
治療ビームに由来する中性⼦等の影響を減らすため system has 15-m long coaxial cables between the front-endにフロントエンド回路とデータ収集回路の間は⻑さ circuits and the DAQ system. Therefore, the variability of
15 m のケーブルによってアナログ信号を伝達して timing information was relatively large. For a compact PETいる。それにより、検出器の時間応答性が悪くなって system, it is known that the random count rate increases
いると考えられる。近接型の PET 装置では、全⾝⽤ greatly as the radioactivity concentrations increase [6]. A
PET 装置と⽐較して放射能濃度の上昇に伴う偶発同 fast timing property is needed to improve count rate
時計数の増加が⼤きいことが報告されており [6]、 performance.
タイミング特性が良い装置構成が望まれる。
For the second prototype, the fast timing properties of thedetectors (LFS+SiPM) enables a shorter coincidence time

第 2 試作機はタイミング特性に優れた構成であり、第 1 試作機の⽋点が改善されている。同時計数
窓が 3.6 ns であり、放射能濃度が上昇しても偶発同時計数率の上昇が抑えられている（Figure 2b）。さらに、245 ピコ秒の時間分解能で TOF 情報を検出できるため、直径 20 cm の被写体に対する実効的な感度
上昇 (TOF ゲイン) が 5.4 倍 (= 20 cm / 3.675 cm
localization accuracy) となる。その結果、第 1 試作機と⽐較して画質が⼤きく改善された（Figure 3）。

window of 3.6 ns. Consequently, the random coincidence
count rate was considerably suppressed. Furthermore, theTOF can significantly improve the effective count rate
performance with the TOF sensitivity gain of 5.4 (= 20 cm /3.675 cm localization accuracy). As a result, the second
prototype demonstrated better image quality than the first
prototype (Figure 3).

Figure 2 Count rate characteristics of the helmet-type first
prototype (a) and second prototype (b).

73

Figure 3 PET images of the brain-size image
quality phantom, obtained by the helmet-type
first prototype (a) and second prototype (b).

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

3. Cardiac-dedicated TOF-PET

３．⼼臓⽤近接型 TOF-PET
ヘルメット型 PET の研究開発で得たノウハウを活Based on the know-how acquired in the helmet-type PET

かして、新たに⼼臓⽤の近接型 TOF-PET 装置を 2 種

research and development, we have newly proposed
cardiac-dedicated TOF-PET systems with two different

類考案した (Figure 4bc)。計算機シミュレーション

geometries (Figure 4bc). The count rate characteristics andを⽤いて、考案した PET 装置の計数率特性と画質を

image quality of the proposed systems were evaluated

評価した。

using Monte Carlo simulation.

3.1 Methods

3.1 ⽅法Geant4 でシミュレーションした装置の構成をUsing the Geant4 simulation toolkit, we modeled three PETTable 2 および Figure 4 に⽰した。計数率特性の評

systems. Table 2 and Figure 4 show specifications of thesimulated PET systems. The NECR was measured with the

価として 10 MBq (18F) の楕円形 (⻑径 30 cm, 短径

elliptical water phantom. The long axis was 30 cm, the short

20 cm, ⻑さ 15 cm) の⽔ファントムを視野内に設置

axis was 20 cm and the length was 15 cm. The phantom

して測定し、NECR を算出した。

was uniformly filled with an 18F radioactivity of 10 MBq.

画質評価には、⼼筋部に⽋損を有するヒトの胸部The digital chest phantom was used for image qualityを模擬したデジタルファントムを⽤いた [7]。⼼筋： evaluation [7]. Activity of 18F was 10 MBq in total. The
activity ratio of heart, liver, and background was 20:10:1.

肝：バックグラウンドの放射能濃度⽐を 20:10:1 とScan duration was 30 s, which assumes dynamic imaging.

18

し、総放射能 ( F) を 10 MBq とし、ダイナミック
撮像を想定して 30 秒間撮像した。

Table 2 Specifications of simulated PET systems.
Whole-body
Scintillation crystals
Size of scintillation crystals
Number of crystals per detector
Number of detector rings
Number of detectors
Energy resolution
Energy window
TOF coincidence time resolution
Deadtime per single count
Coincidence time window

cylindrical geometry
LYSO
4 × 4 × 20 mm3
12 × 123
66
12%@511 keV
400-600 keV
300 ps
1 μs (paralyzable)
6 ns

Elliptical geometry

D-shape geometry

LYSO
4 × 4 × 20 mm3
12 × 124
176
12%@511 keV
400-600 keV
300 ps
1 μs (paralyzable)
4 ns

LYSO
4 × 4 × 20 mm3
12 × 123
66
12%@511 keV
400-600 keV
300 ps
1 μs (paralyzable)
4 ns

Figure 4 Illustrations of the conventional whole-body cylindrical geometry (a) and proposed compact geometries for
cardiac PET imaging: the elliptical geometry (b) and the D-shape geometry (c).

74

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

3.2 Results and Discussions

3.2 結果・考察
NECR の結果と同時計数の内訳を Figure 5 に⽰しFigure 5 shows the NECR and count rate characteristics of

た。近接型の検出器配置を⽤いることによって全⾝

the three different geometries. The compact D-shapegeometry achieved 47% higher NECR compared with the

⽤の円筒形 PET 装置よりも NECR が上昇し、D 字形whole-body cylindrical geometry. On the other hand, scatterの場合には 47%⾼い NECR が得られた。⼀⽅で、散fraction was increased from 31.0% to 37.7%. Some

乱同時計数の割合が 31.0%から 37.7%へと増加した。 previous studies have also reported that the scatter fraction
これまでの研究でも、放射線を検出できる⽴体⾓がincreased as the solid angle coverage for the subject

上昇すると散乱フラクションが上昇することが知ら

increased [6,8].

れている [6,8]。

PET images of the digital chest phantom are shown in
Figure 6. For the two compact geometries, the image noise

画質評価として⾏った胸部デジタルファントムのwas reduced although the contrast of defect areas was not

PET 画像を Figure 6 に⽰した。楕円形および D 字形

good. This was probably due to the increase in scatterの近接型 PET 装置では画像のノイズは少ないもの

fraction. When reconstructing the scatter-free PET imagesの、⼼筋⽋損部のコントラストが低下していた。原因(Figure 6), we recognized the clear improvement in theとして散乱フラクションの増加が考えられたため、

contrast of defect areas.

散乱同時計数を除いて画像再構成を⾏ったところ、⽋損部コントラストに明らかな改善が認められた(Figure 6)。

Figure 5 NECR and count rate characteristics of thethree different geometries.

Figure 6 PET images (upper) and scatter-free PET
images (lower) of the digital chest phantom obtained by
the three different geometries.

４．まとめ

4. Conclusions

脳イメージングに特化したヘルメット型 PET 装置
ならびに⼼臓イメージングに特化した楕円形およびD 字形の PET 装置に関する研究開発について紹介した。近接型 PET 装置は放射線を検出できる⽴体⾓が⼤きくなることで、少ない検出器数で⾼い感度を得ることができる。その⼀⽅で、全⾝⽤ PET 装置よりも偶発同時計数や散乱同時計数の影響を受けやすい
ため、これらの影響を⼩さくするような装置開発を⾏う必要がある。

We developed and evaluated two brain-dedicated helmettype PET prototypes. In addition, we proposed compact
elliptical and D-shape PET systems which specialized for
cardiac imaging. Such compact PET systems can provide
high sensitivity even with a small number of detectors.
However, these systems are more susceptible to random
and scatter coincidence counts. We need to be aware ofthis issue as we continue to develop a high-performancecompact PET system.

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次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Acknowledgements
Collaborators【Helmet-type PET project】 Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Miwako Takahashi,
Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Masaaki Kumagai, Taichi Yamashita (ATOX Co., Ltd.)【Cardiac-dedicated PET simulation】 Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Miwako Takahashi,
Sodai Takyu, Han Gyu Kang, Taiga Yamaya (NIRS-QST)

Grants

JSPS KAKENHI 19K17185, QST President’s Fund (萌芽的研究)

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NU-2 performance evaluation methods for a brain-dedicated PET system with a hemispherical detector arrangement,”
Biomedical Physics and Engineering Express, Accepted for publication.
G. Akamatsu, Y. Ikari, A. Ohnishi, K. Matsumoto, H. Nishida, Y. Yamamoto, M. Senda, Japanese Alzheimer’s Disease
Neuroimaging Initiative, “Voxel-based statistical analysis and quantification of amyloid PET in the Japanese
Alzheimer’s disease neuroimaging initiative (J-ADNI) multi-center study,” EJNMMI Research, Vol. 9, pp. 91, 2019.
G. Akamatsu, H. Tashima, Y. Iwao, H. Wakizaka, T. Maeda, A. Mohammadi, S. Takyu, M. Nitta, F. Nishikido,
H. Rutherford, A. Chacon, M. Safavi-Naeini, E. Yoshida, T. Yamaya, “Performance evaluation of a whole-body prototype
PET scanner with four-layer DOI detector,” Physics in Medicine and Biology, Vol. 64, pp. 095014, 2019.
G. Akamatsu, H. Tashima, Y. Iwao, H. Wakizaka, T. Maeda, E. Yoshida, T. Yamaya, “A 3-dimensional hemisphericalbrain phantom for compact dedicated brain PET scanners,” Biomedical Physics and Engineering Express, Vol. 5, pp.
025013, 2019.
G. Akamatsu, S. Takyu, E. Yoshida, M. Nitta, Y. Iwao, A. Mohammadi, H. Tashima, F. Nishikido, T. Yamashita, T. Yamaya,“Characterization of LFS MPPC PET-detector modules: 3 mm pitch vs. 4 mm pitch,” 2018 IEEE NSS&MIC Conf. Rec.,2019.
⾚松剛 (Go Akamatsu), 第 9 回核医学画像解析研究会, 第 7 回菅野賞, “アミロイド PET における統計画像解析の有⽤性,” November 16, 2019.
⾚松剛 (Go Akamatsu), 第 29 回⽇本⼼臓核医学会総会・学術⼤会, 第 8 回学会賞技術部⾨賞, 29th Meeting of theJapanese Society of Nuclear Cardiology, The 8th JSNC Technologist Award, “⼼臓⽤⾼感度 PET 装置の実現に向けた近接型検出器配置の基礎的検討,” July 13, 2019.

76

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

タウ PET，アミロイド PET を対象とした
MRI レジストレーション精度の検証
Accuracy of rigid registration of MRI for amyloid PET and
tau PET by statistical parametric mapping
岩男 悠真 研究員
Yuma Iwao, Researcher
１．はじめに

1. Introduction

高齢化の進む社会において，アルツハイマーをはじめとした認知症診断に対する需要が高まっている．こうした背景のもと，顕著な症状が現れる前の超早期段階での診断が可能となるアミロイドβ蛋白（以下、アミロイド）及びタウ蛋白（以下、タウ）用の Positron Emission Tomography (PET)標識薬剤が開発されている．一方で，現在 PET 装置として普及しているのは CT と一体型となった PET/CT 装置が主流である．そのため，タウやアミロイドの標識薬剤を用いた PET 画像と，脳構造の可視化に適した
Magnetic Resonance Imaging (MRI)とのフュージ
ョン画像を作成するためには，ボクセルサイズの違いや患者位置，姿勢の違いなどを補正した適切なレ
ジストレーションを行う必要がある．主流な方法として，Matlab 上で動作するのフリーソフトウェアである Statistical Parametric Mapping (SPM)[1]に実装されたレジストレーション機能（spm_coreg）を用いた方法が上げられる．これまでに，SPM を用いたアミロイド PET 画像と MRI の位置合わせ精度に関する研究が報告[2]されているが，タウ標識薬剤を対象とした位置合わせ精度に関する検証は報告されていない．そこで本研究では，アミロイド PET および
タウ PET を対象とした SPM のレジストレーション
性能評価を行った．

Dementia is a major health and social issue worldwide andthe demand for early diagnosis of Alzheimer’s disease (AD)is growing. Recently, positron emission tomography (PET)with amyloid and tau tracers is being utilized to reveal
pathological changes in the brain before the onset ofsignificant clinical symptoms. On the other hand, magnetic
resonance imaging (MRI) is an essential tool to visualize
the brain anatomical structure. A fused image of amyloid or
tau PET and MRI may provide additional diagnostic
information (reference). In order to make the fused image,it is necessary to make an appropriate image registration of
PET and MRI in consideration of the differences in voxel
size, patient position, and posture. As a general method ofimage registration, we can use the registration function(spm_coreg.m) of statistical parametric mapping (SPM) [1].
SPM has been widely applied for amyloid and tau PET
image analysis and voxel-based parametric mapping.
Previously, a study was reported about registration
accuracy of amyloid PET and MRI using SPM [2]. However,registration accuracy of tau PET and MRI has not beenstudied yet. Therefore, in this study, we evaluated theaccuracy of SPM registration of amyloid and tau PET to
MRI.

２．方法

2. Methods
In this study, we used PET images with four kinds oftracers. Two of them were amyloid PET tracers (11C-PiB [3]and 18F-florbetapir [4][5]) and the others were tau PET
tracers (11C-PBB3 [6] and 18F-THK5351 [7]). Details of thesubjects for the tracers are shown in table 1. Each dataset
was paired PET and MRI data of the same individual. PET
images were visually classified into amyloid positive or
negative based on amyloid PET, and tau positive or

本研究では，アミロイド PET 薬剤として 11C-PiB
18[3]および F-florbetapir [4][5]，タウ PET 薬剤として 11C-PBB3[6]および 18F-THK5351 [7]の計 4 種類の薬剤を用いた PET 画像を対象とした．使用したデータを Table 1 に示した．いずれのデータも同一被験者の PET 画像と T1 強調 MRI とがセットとなっており，PET 画像は専門医の画像診断により，陽陰性

77

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

negative based on tau PET by a physician specializing in
nuclear neuroimaging.

の判別がつけられている．
PET 画像はいずれのトレーサーも PET/CT 一体型

All PET data were acquired using the Discovery 710 (GEHealthcare). PET images were reconstructed using an
iterative reconstruction algorithm with time of flight (TOF)
information (4 iterations, 16 subsets). Voxel sizes of PET
images were 2 mm × 2 mm × 3.27 mm, matrix size was 128
× 128 (256 mm field of view (FOV)). Attenuation, scatterand random corrections and a 4 mm Gaussian post filter
were applied.

装置である Discovery710（GE Healthcare）で撮像されており，再構成には ToF 情報を含めた反復的再構成アルゴリズムが用いられており，4 iterations, 16
subset である．ボクセルサイズは 2mm x 2mm x
3.27mm, マトリックスサイズは 128x128 (Field ofview 256 ㎜)である．また，標準的な補正としてattenuation , scatter, random, and decay が適用さ

MRI was processed by the rigid registration, trimming, andresizing. The voxel size and FOV were converted to those
されている．
of the PET image. Second, the PET and MRI images werestrictly matched by one nuclear medicine physician and
MRI は，自作ツールを用いて複数の experts によ one nuclear medicine technologist, in which the MRI image
るマニュアル位置合わせを行った結果を Reference was moved manually using in-house software whichとした．この Reference に対し，MRI に任意の移動 displays PET and MRI individually or overlapping bydifferent color scales and by observing the axial, coronal,
量を付与したうえで SPM による位置合わせを行い，
and sagittal images. This registered MRI image and
位置合わせ結果を，与えた任意の移動量と比較する corresponding PET image were used as the reference
ことで，SPM によるタウ PET とアミロイド PET の image of the registration accuracy evaluation. Reference
位置合わせ精度を明らかにした．与えた移動量は， data of MRI were transformed by 40 patterns different
172 症例の FDG-PET の 30 分測定をダイナミック解 parameters. The average and maximum values of the 40
patterns of perturbed parameters are shown in table 2.
析した先行研究の結果[8]に基づき，Table 2 の通り
These values were based on the study on the head motionに定めた．これらの値をもとに，各パラメータを，平 evaluation in FDG-PET dynamic studies [8]. Each
均値を中心に最大値までの範囲でランダムに変動さ perturbed parameter was randomly varied around the
せたパラメータセットを 40 パターン作成した． こ average value to the maximum value. PET and perturbed
MRI were registered by the spm_coreg.m function. We
うして作成した PET と位置ずれを生じさせた MRI
evaluated the difference of registration result parametersとの組を SPM によりレジストレーションし，与えた and the selected perturbed parameters, and used it as theパラメータと位置合わせによって得られたパラメー registration error.

れている．また，4 ㎜の Gaussian post filter が適用

タとの差分を誤差として導出した．

Table 1 Characteristics of individuals by tracers.
11

Radiotracer# of subjects
Age, years
Male gender
Positive

Median (IQR)
Min, Max

C-PiB(Amyloid)n=25
73 (65,79)
49,87
11 (44%)11 (44%)18

F-florbetapir(Amyloid)n=4
71 (67,73)
59,73
1 (25%)
2 (50%)11

C-PBB3(Tau)
n=22
70 (60,75)
47,81
14 (64%)
11 (50%)18

F-THK5351
(Tau)
n=18
76 (69,81)
55,85
7 (39%)
13 (72%)

Table 2 Perturbed transformation parameters.

Average
Maximumx [mm]
2.2
3.5

y [mm]
2.8
5.9

z [mm]
3.1
12.6

78

rot x [deg] rot y [deg] rot z [deg]
1.5
1.1
2.1
4.1
2.1
5.2

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

3. Results

３．結果

The registration error for each tracer is shown in figure 1.
The median values of the translation error are less thanabout 1 mm except for the y-axis and z-axis of PBB3
positive subjects. The median values of rotation error areabout 1 deg. This result indicates that the registration ispossible with the error of smaller than 1 voxel, since thevoxel size of the PET we used is 2 mm × 2 mm × 3.27 mm,
and such a size is common in currently used PET systems.

薬剤ごとの位置合わせ誤差の比較を Figure 1 に示した．平行移動量においては，PBB3 の Negative 症
例における y,z 方向を除き，おおよそ中央値 1 ㎜以下の値を示している．回転においては，いずれも1deg 程度の値となっている．これは PET のボクセ
ルサイズ 2 ㎜と比較し 1 ボクセル以下の精度で位置合わせが可能なことを示唆している

(a)

(b)
Outlier
75th percentile +Interquartile
Range (IqR)
95%
Confidence
interval

75th percentile
Median50th percentile
25th percentile

25th percentile -

(c)

(d)

p-value annotation legend: ns: 0.05 < p <= 1.00, p <= 0.05

Figure 1 Comparison of registration error, separated according to positive or negative subjects: (a) PiB, (b) florbetapir, (c)PBB3 and (d) THK5351.

4. Conclusions

４．まとめ

アミロイド PET 薬剤 florbetapir と PiB，およびタ In this work, we evaluated the accuracy of the SPM-based
ウ PET 薬剤 PBB3，THK5351 の 4 種の薬剤を用い registration of amyloid or tau PET and MRI. Registration
た PET 画像と T1 強調 MRI を SPM により位置合わ results by SPM did not match manual registration results,
せし，その精度評価を行った．結果として，核医学専 however the error between manual and SPM results was
門技師 1 名と核医学専門医 1 名の定めた PET と MRI around 1 voxel, and this is enough to evaluate visually.
の適切な位置合わせパラメータに対し，2 ㎜以下また 1deg 程度の誤差による位置合わせが可能であり，
これは PET のボクセルサイズ 2 ㎜に対して 1 ボクセ
ル以下のサイズとなり十分な精度を有するといえる．

79

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Acknowledgements
Collaborators

Go Akamatsu, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya (NIRS-QST）
Kei Wagatsuma, Muneyuki Sakata, Kenji Ishii (TMIG)

References
[1]

[2]

[3]
[4]

[5]
[6]
[7]

Friston KJ, Holmes AP, Worsley KJ, Poline J-P, Frith CD, Frackowiak RSJ. Statistical parametric maps in functional
imaging: A general linear approach. Hum Brain Mapp. 1994;2:189–210; H. Tashima, et al., “Development of the helmetchin PET prototype,” IEEE NSS and MIC Conf. Rec., M3CP-97, doi: 10.1109/NSSMIC.2015.7582022, 2015.
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2017;38(7):3323–36. Klunk WE, Engler H, Nordberg A, Wang Y, Blomqvist G, Holt DP, et al. Imaging brain amyloid in
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Clark CM, Pontecorvo MJ, Beach TG, Bedell BJ, Coleman RE, Doraiswamy PM, et al. Cerebral PET with florbetapir
compared with neuropathology at autopsy for detection of neuritic amyloid-β plaques: a prospective cohort study.
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Harada R, Okamura N, Furumoto S, Furukawa K, Ishiki A, Tomita N, et al. 18F-THK5351: A Novel PET Radiotracer for
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Ikari Y, Nishio T, Makishi Y, Miya Y, Ito K, Koeppe RA, et al. Head motion evaluation and correction for PET scans with
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2012 Aug;26(7):535–44.

Research achievements in 2019[1]

Yuma Iwao, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Fumihiok Nishikido, Takahiro Ida, Taiga Yamaya, “Seated versus supine:consideration of the optimum measurement posture for brain-dedicated PET,” Phys. Med. Biol., vol. 64, no. 12, p.
125003, Jun. 2019.

80

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

動き情報の提⽰による頭部 PET 体動抑制⼿法の開発
Self-motion suppression
by displaying motion during brain PET measurements
鈴⽊ 海⽃ QST リサーチアシスタント/千葉⼤（⼭⾕研究室 修⼠ 1 年⽣）
Kaito Suzuki, QST Research Assistant / Chiba University (Yamaya-lab, M1)
１．はじめに

1. Introduction

近 年 開 発 さ れ た 新 し い Positron emission
tomography (PET) ⽤標識薬剤により，アルツハイ
マー病をはじめとする認知症診断に有効なタウタン
パクやアミロイドβといった物質の可視化が可能となった[1]．こうした背景のもと，脳に特化した頭部専⽤ PET 装置が求められていることから、放射線医学総合研究所（放医研）では半球形の検出器配置を特徴とする Figure 1 のようなヘルメット型 PET の開発に取り組んできた[2]． 座位姿勢での測定が可能なヘルメット型 PET では，仰臥位で測定する⼀般的な全⾝⽤ PET に⽐べ，⽇常の⽣活状態に近い体制での PET 検査が可能になるほか，装置⼩型化などのメリットもあると期待される．また，空間分解能は逐次
近似画像再構成法で約 1.4mm であり，2〜3mm の解像度を有する全⾝⽤市販 PET 装置と⽐較して優れた性能を持つことが⽰されている．⼀⽅で座位による測定において，被験者の頭部の動きを⼗分に抑制できるかどうかはまだ明らかになっていない．被験者の体動は，画質の⼤幅な低下に繋がり，極⼒抑制することが望ましい．本研究では，座位スタイルでの測定を⾏う頭部 PET の体動を抑制するシステムについての検討を⾏う．具体的には，⾮接触かつ PET 機器とは完全に独⽴した構成の体動抑制システムを開発し，被験者の体動を可視化して提⽰することで，被験者⾃らが体動を抑制可能な⼿法の検討を⾏う．

A recently developed radiopharmaceutical for positronemission tomography (PET) has made it possible tovisualize substances such as tau protein and amyloid β,
which are effective in the diagnosis of dementia including
Alzheimer's disease [1]. Against this background, there is aneed for a brain-specific PET device. Our group at NIRS
have been working on the development of a helmet-type
PET as shown in figure 1 featuring a hemispherical detector
arrangement [2]. The helmet-type PET is worn during
measurements made in the sitting position and thatenables PET examinations to be done in a system closer
to daily life, compared to general-purpose PET
measurements done in the supine position. There are otheradvantages such as downsized equipment. The spatial
resolution is approximately 1.4 mm by iterative
reconstruction, and there is superior performancecompared with commercially available PET devices for thewhole body with a resolution of 2-3 mm. On the other hand,
it has not yet been clarified whether movements of thesubject's head can be sufficiently suppressed even formeasurements made in the sitting position. It is necessary
to suppress the subject's body movements as much as
possible because they lead to a significant decrease inimage quality. In this study, we examine a system thatsuppresses body movements during head PET
measurements made in a sitting position. Specifically, wedeveloped a body movement suppression system that isconfigured to be non-contact and completely independentof PET, and it visualizes and presents the body movementsof the subject so that the subject himself can suppress
them.

２．⽅法

2. Methods

本研究では，被験者の体動を Kinect （Microsoft） In this study, we developed a system in which the body

movement of the subject was acquired by Kinect(Microsoft), the information of the body movements was
visualized and displayed on the screen, and the subject
could adjust his head position while watching the screen.
As system requirements, body motion should be acquired

により取得し，体動の情報を可視化して画⾯に表⽰
して被験者⾃らが画⾯を⾒ながら頭部位置を調整可
能なシステムを構築した．システム要件として，リア
ルタイムに体動を取得・可視化が可能なこと，および81次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchand visualized in real time, and reduced body movement
should be 2 mm for translation and within 2 degrees forrotation considering the spatial resolution of the helmettype PET. In order to calculate the head position in realtime, the human body tracking function by Kinect SDK wasused in this study. We have developed a system using C++. NET Framework and OpenGL.

ヘルメット型 PET 装置の空間分解能を許容量の⽬安として平⾏移動は 2mm，回転量は 2 度以内の精度に体動を抑えることを⽬標とした．頭部位置の計算を
リアルタイムに⾏うため本研究では KinectSDK に
よ る ⼈ 体 ト ラ ッ キ ン グ 機 能 を ⽤ い た ． C++.NET
Framework，および OpenGL を⽤いたシステムを開発した．

Figure 1 Helmet-type PET.

Figure 2 Proposed system overview and axis definition.

Table 1 Difference in body movements with and without system.
Mean±SD

Translation [mm]Rotation [deg]With system

1.85±0.94

1.41±0.61

Without system

12.98±4.21

5.22±1.86

82

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

3. Results

３．結果

We verified whether there was a difference in body本システムを使⽤した場合と使⽤しない場合の対照実験（20 分間）によって体動の変化を検証した． movements in a control experiment (20 minutes) with andwithout the proposed system. Figure 2 shows the x, y, and

本実験で定義される x,y,z 軸の⽅向は Figure 2 の通z axis directions in this experiment. Table 1 shows the bodyりである．初期位置からの体動の⼤きさを平均と標

movements from the initial position expressed as an

準偏差で表したものを Table 1 に⽰した．まず平⾏

average and standard deviation. First, we found that the

移動量に関しては，提案システムにより⼤きな体動

proposed system was effective regarding translation

抑制効果が認められた．⼀⽅で,回転量に関しては平

movements. In addition, we saw that the rotation

⾏移動に⽐べ抑制効果が少ない結果が得られたが,こmovements were suppressed less than the translation

れは視線が前⽅に固定されており,システムを利⽤しmovements, which may be due to the fact that the line ofsight is fixed forward and it is difficult to increase bodyない場合でも体動が⼤きくなりにくいという理由がmovements even when the proposed system is not used.

考えられる．PET の空間分解能と⽐べ,平⾏移動量,回Compared to the spatial resolution of PET, the standard

転量共に体動の標準偏差が⼩さく本システムの体動

deviation of the body movements was small for both抑制効果が⼀定の⽔準を持つことが⽰された．

translation and rotation, indicating that the body movement
suppression effect of this system has a certain limit.

４．まとめ

4. Conclusions

体動を可視化する提案システムによって，頭部体動を抑える⽅法のコンセプト実証に成功した．今後は，表⽰する情報を絞り込むことで，利⽤者が理解しやすい動き情報の提⽰⽅法を検討していく予定である．

We succeeded in making a proof-of-concept for the
method to suppress head movements by our
proposed system that visualizes body movements. In
the future, by narrowing down the information to thatwhich needs to be visualized and displayed, we plan
to study a method for presenting movement
information that is easy for users to understand.

Acknowledgements
Collaborators

Yuma Iwao, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Hideaki Haneishi (Chiba University)

References[1] Maruyama, M., et al., “Imaging of tau pathology in a tauopathy mouse model and in Alzheimer patientscompared to normal controls,” Neuron, 79, 1094─ 1108, 2013[2] Tashima, H. et al., "Development of the Helmet-Chin PET Prototype," 2015 IEEE NSS-MIC conf rec. p. 1–
3, 2015
Research achievements in 2019
[1] Kaito Suzuki, Yuma Iwao, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, Development of the motion suppress system using thevisual information for head dedicated PET measurement, The 38th JAMIT Annual Meeting, 201983

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

臨床画像から装置性能指標を算出する試み：脳 FDG-PET の例
Objective imaging performance evaluationfrom brain FDG-PET images
⼤東尚真 QST リサーチアシスタント/千葉⼤（⼭⾕研究室 修⼠ 1 年⽣）
Shoma Ohigashi, QST Research Assistant / Chiba University (Yamaya-lab, M1)
１．はじめに

1. Introduction

PET (positron emission tomography)は、様々なPET プローブを⽤いることで病態診断に有⽤である。特に、脳機能を評価する場合は、脳回レベルでの機能評価が期待されており、分解能と感度の両⽴を⽬指した様々な PET 装置が開発されている。⼀例として、放射線医学総合研究所が開発した頭部⽤ PET
装置「jPET-D4」は、ファントム試験によって、市販
PET 装置「HR+」と⽐較して約 3 倍の感度をもつことや、3 mm 以下の均⼀な解像度特性をもつことが⽰されている[1]。

Positron emission tomography (PET) is an effective
modality for revealing aspects of pathophysiology.
Regarding brain diseases, evaluations for each gyrus andfunctional unit are expected to provide insights into
pathophysiology and the understanding of functional
status. Therefore PET scanners with high resolution andhigh sensitivity have been developed. For examples, “jPETD4”, which was developed at NIRS, has a uniform spatial
resolution of less than 3 mm and 3 times higher sensitivity
than the commercial PET scanner “HR+” [1].

このように、PET 装置性能の評価にはファントムが使⽤されるが、⾻や筋⾁・脂肪による吸収や視野外
放射能など、細かな⽣体内事象を全て模擬することは困難である。⼀⽅、臨床画像における評価は視覚的に⾏うしかなく、評価者依存性が⾼くなってしまう
ため客観性に⽋ける。そこで本研究では、臨床画像か
ら直接装置の性能を客観的に評価する⼿法を確⽴できないかどうか検討する。

PET device performance is usually assessed by phantom
experiments. However, it is difficult to imitate all the in vivo
radiation-interactive events in the human brain such as outof field-of-view activity and absorptions by bone, muscle
and fat. In practice, PET performance is evaluated by visualinspection for clinical images, but this lacks objectivity
because the evaluation depends on the evaluator.
Therefore, the purpose of this study is to try to establish anobjective evaluation method for PET device performancebased on clinical images.

２．⽅法

2. Methods

本研究では、2 つの医学的特徴に着⽬した評価⼿法を提案し、PET 装置として jPET-D4 と HR+の
FDG-PET 画像を取り上げて評価を⾏った。同⼀の健常成⼈ボランティアを撮像した FDG-PET 画像を使⽤し、HR+を jPET-D4 に位置合わせを⾏い、画像サ
イズや姿勢を統⼀した上で評価を⾏った。

We proposed a quantitative evaluation method based on
two medical features. In this study, we analyzed FDG-PET
images obtained for healthy adult volunteers from two
different PET scanners (jPET-D4 and HR+). PET resultsfrom HR+ images were aligned and calibrated against the
jPET-D4; in this way all image voxel sizes and orientations
were unified.

1 つ⽬の医学的特徴として、灰⽩質は折りたたまれた形状を呈し、⽩質が⼊り込むような複雑な構造を有しているという点を⽤いた。装置の分解能が⾼いほど⼤脳⽪質の詳細な構造が鮮明に描写され、⽩質・灰⽩質の境界部分の周囲⻑が⻑くなると考え、これを計測評価した。

The 1st medical feature we used is the complexity of theboundary between white matter and gray matter areas. The
gyri are folds along the surface of the brain. We calculated
the perimeter of the boundary because we considered thedetailed structure of the cerebral cortex to be more clearly
depicted and the length of the boundary between white andgray matter area to be longer with higher resolution.

また 2 つ⽬の医学的特徴として、灰⽩質機能の連動性を挙げた。これは、解剖学的に近い⽪質ほど神経

The 2nd medical feature we used is that gray matter84

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchfunctions are linked to each other. The adjacent pixel
values in the gray matter area will be more uniform because
neural communication works more closely in conjunction in
the closer cortex anatomically. And we evaluated thisuniformity of pixel values using actual clinical images. The
steps in the evaluation method are shown in Figure 1. As
the gray matter area to be analyzed, we extracted the 5 mm
inside area from the brain surface in this study.

連絡が密で連動して機能するため、⾼感度ほど隣接した画素値がより均⼀になると考え、この均⼀性を実際の臨床画像において評価した。具体的な評価⼿法を Figure 1 に⽰す。なお、今回は灰⽩質領域として、脳表から 5 mm 内側の領域を抽出し、解析領域とした。
これらの評価⼿法を⽤いるために開発した脳の構造解析法として、⽩質・灰⽩質の境界部分と脳表の抽出処理を Figure 2 に⽰す。

For the evaluation method using the two features, wedeveloped the brain structure analysis and the extraction
process of the boundary between white and gray matterareas; the brain surface is shown in Figure 2.

Figure 1 The evaluation method of the uniformity of pixel values in the gray matter area.

Figure 2 The extraction process of the boundary between white and gray matter areas, and brain surface.

85

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

３．結果

3. Results

jPET-D4 と HR+において、⽩質・灰⽩質の境界部
分の周囲⻑をスライス毎に計測した結果を Figure 3に⽰す。この結果より、jPET-D4 の⽅が周囲⻑が⻑くなる傾向にあることがわかり、スライス間平均で1.2 倍⻑い結果となった。また Figure 4 に、脳表部分における隣接領域との差分値の標準偏差をスライス毎に計測した結果を⽰す。jPET-D4 の⽅が標準偏差が⼩さくなる傾向にあり、灰⽩質領域における画素値がより均⼀性を保てていることが⽰唆された。

The perimeter values calculated in each slice image
obtained by the jPET-D4 and HR+ are shown in Figure 3.
From this result, we saw jPET-D4 had a 1.2 times longer
perimeter on average between slices and this suggested
that the perimeter of the jPET-D4 image tended to be longer
than that of HR+. Also the standard deviation calculated ineach slice image is shown in Figure 4. From this result, we
saw jPET-D4 had a lower standard deviation than HR+ andthis suggested that jPET-D4 had more uniformity of pixel
values in the gray matter area than HR+ had.

Figure 3 Example results (slice # 10) and the perimeter values calculated in each slice image.

Figure 4 Example results (slice # 10) and the standard deviation calculated in each slice image.

４．まとめ

4. Conclusions

臨床画像から装置性能を定量的に評価する⼿法を提案した。2 つの異なる PET スキャナーを⽐較し、従来の⼿法であるファントム試験と概ね⽭盾せず、
また、視覚的評価と傾向が合致する結果を得た。今後は、今回⽤いた評価⼿法の妥当性の検証として、デジタルファントムを⽤いた評価の検討やサンプルデー
タ数を増やすことなどが課題として挙げられる。

Using two medical features, we proposed the quantitative
method for PET device performance evaluation fromclinical images. The results were in close accordance withconventional phantom experiments and with visualevaluations by experts. As future tasks, we should validate
the evaluation method using a digital phantom and large
numbers of sample data.

Acknowledgements

Collaborators

Yuma Iwao, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Hideaki Haneishi (Chiba University)

References[1]

T. Yamaya, et al., “First Human Brain Imaging by the jPET-D4 Prototype With a Pre-Computed System Matrix”, IEEE
TNS, vol. 55, pp. 2482-2492, 2008.

86

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

MRI ⽤ PET インサートの研究：
⾮シールド型 PET 検出器とシールド型 RF コイルの組み合わせ
Investigation on an unshielded PET detector with shielded
RF coils to develop the PET/MRI insert
エムディ シャハダト ホサイン アクラム 主任研究員
Md Shahadat Hossain Akram, Senior Researcher
１．はじめに

1. Introduction

PET/MRI インサートための検出器は、RF の相互⼲渉を抑制するため、通常はシールドが施されている[1, 2]。⼀⽅で、シールドを⾏うことは渦電流の発⽣や⼤きな RF パワーを消費すること、MR の画質を低下させてしまうこのなどの原因となる。また、シールドを最⼩限にした RF コイルや、シールドを⾏
わない PET 検出器を⽤いることは、シールド材料を⼤きく減らすことを可能とする。本研究ではそのような考えを元に、シールドされた RF コイルとシー
ルド無しの PET 検出器を組み合わせた装置の基礎研究を⾏った。

The detectors of a PET insert for an MRI system are

２．⽅法

2. Methods and Materials

usually radiofrequency (RF) shielded to avoid mutual RFinterference [1-2]. However, this shield generates eddy
currents, consumes a large RF power, and degrades
overall MR image quality. Using a shielded RF coil withminimal or no RF shield for the PET detectors can reduce
the amount of shielding materials to a great extent. In thisstudy, we did an initial investigation of this concept with anunshielded PET detector in combination with shielded RF
coils.

実験では、(a)コイルのグランドプレーンを PET 検出

Two types of RF coils were used: (a) a microstrip coil, in

器のためのシールドとして利⽤するマイクロストリッ

which the ground plane of the coil shielded the RF field for

プコイルと、(b)銅メッシュ製の円筒形のシールドを持

the PET detector, and (b) a birdcage coil shielded with a

前者のマイクロストリップコイルは幅 12 mm、⻑さ

case, the microstrip coil was designed with a 12 mm wide

つバードケージコイルの 2 種類の RF コイルを⽤いた。 cylindrical shield made of copper mesh. For the first test
250 mm のマイクロストリップと 110 mm 幅のグラン
ドプレーンシールドで構成されている。フロントエン
ド回路込みの PET 検出器はグランドプレーンから 40
cm 離した場所に設置した。測定では 150 mm 径・100mm ⻑の円筒形の⼀様ファントム(NiCl2.6H2O と NaClの溶液)をコイルから 30 cm 離して設置した (Figure1

and 250 mm long microstrip conductor and a 110 mm wide
ground shield conductor. A PET detector with front-end
electronics was positioned about 40 mm away from thegroundplate.

For

measurement,ahomogeneous(NiCl2.6H2O and NaCl solution) cylindrical phantom (150mm dia. and 100 mm long) was positioned 30 mm awayfrom the coil (figure 1(a)). 35 m thick copper foil was used(a)) 。コイルの作成には 35 μm 厚の銅箔を⽤いた。

to construct this coil. In the second test case, an

後者の場合は、8 本のエレメントを持つバードケージコ

eight-element birdcage coil (270 mm dia. and 280 mm

イル(270 mm 径、⻑さ 280 mm)と、銅メッシュ(200long) was shielded by a 360 mm diameter and 360 mm

メッシュ/インチ、厚さ 50 μm)で作成された 360 mm

long cylindrical shield made of copper mesh (200 meshes

径、⻑さ 360 mm の円筒形のシールドを⽤いた。測定/inch and 50 m thickness). A homogeneous cylindricalは 200 mm 径、⻑さ 100 mm の円筒形の⼀様ファント

phantom (200 mm dia. and 100 mm long) was used inside

ムを⽤いて⾏った。どちらの実験でも過去に開発した
PET インサート⽤の PET 検出器を⽤いた[1, 2]。PET
検出器とフロント回路はシールドを⾏わず、ケーブル

the birdcage coil. For both cases, we reused a detector
from a previously developed PET insert [1-2]. The detector
with front-end electronics was not RF shielded but the87

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchのみがシールドされた状態で評価を⾏った。
ど ち ら の 実 験 で も 、 3T の 臨 床 ⽤ MRI(Siemens
MAGNETOM Verio)を⽤いて測定を⾏った。Gradientecho (GE)画像を、TR = 600 ms、TE = 4 ms、 フリッ
プアングル = 60 度、スライス厚 = 10 mm、画像サイ
ズ = 256×256 の設定で取得した。視野は、150 mm 径のファントムに対して 220 mm2、200 mm 径のファン
2トムに対しては 300 mm とした。SNR の評価では、雑cables were RF shielded.
Both setups were tested with a 3T clinical MRI system(Siemens MAGNETOM Verio). Gradient echo (GE) images
were taken for the following parameters: TR = 600 ms, TE= 4 ms, flip-angle = 60 deg, slice thickness = 10 mm,
image matrix = 256  256, and FOV = 220 mm2 for thephantom of 150 mm dia., and 300 mm2 for the phantom of
200 mm dia. For SNR [3], noise was calculated from the

⾳はバックグランド領域の 4 箇所に設定した関⼼領域

mean of four ROIs in the background and the signal wasの平均から求め、信号は各画像の中⼼部の約 70 %の領

calculated as the mean of approximately 70% of the

域の平均として求めた。

central region of each image.

Experimental setup:
Microstrip coil with unshielded PET detector

Experimental setup:
Shielded birdcage coil with unshielded PET detector

MRI phantom

PET detector with frontend circuits (unshielded)
Detector

RF shield outside
the RF coil

PET detector with frontend circuits (unshielded)

Microstrip coil

MRI phantom

Birdcage RF coil

(a)

(b)

Results: Microstrip coil

Results: Birdcage coil

SNR: 121.5

SNR: 105.0

PET OFFPET ON

SNR: 122.4

SNR: 122.7

PET OFFPET ON
Transverse plane GE image(d)Coronal plane GE image(c)Figure 1 (a-b) Experimental setups for two types of RF coils with unshielded PET detectors; (c-d) gradient echo (GE)images with SNR values for both experimental setups in a 3T MRI system.

３．結果

3. Results

どちらのコイルの場合でも、MR 画像内に RF による雑⾳は観測されなかった。しかしながら、PET を動作させた場合とさせなかった場合を⽐較すると、マイクロストリップコイルで得られた画像で僅かに雑⾳が上昇した。結果として 16 %の SNR の低下がFor both coils, no pickup RF noise was seen in the MR
images. However, a slight increase in the image noise forthe microstrip coil was found for the PET ON condition
compared to the PET OFF condition. As a result, amaximum reduction of 16% in SNR values was seen for88

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

観測された。各グランドプレーンが⾮常に近くに配置されている構造を持つマイクロストリップコイル(multiple parallel microstrip coils)を⽤いれば、雑⾳をより抑制することが可能になると考えられる。同様にバードケージコイルでも RF からの雑⾳は観測できず、SNR も殆ど変化が⾒られなかった。円筒形のバードケージコイルをより⻑い円筒形の RF シー
ルドを⽤いてシールドを⾏ったため、コイルの視野
中⼼での相互影響は無視できる程度であった。

this case. With multiple parallel microstrip coils, in which

４．結論

4. Conclusion

⾮シールド型 PET 検出器とシールド型 RF コイルを⽤いた初期研究を⾏った。どの MRI 画像でも PETと MRI 間の⼲渉によるアーチファクトは観測されなかった。MRI 装置の傾斜磁場は薄い RF シールドでは透過するため、シールドを⾏わない/またはシール
ドを最⼩限にした PET 検出器とシールドを⾏った
MRI ⽤コイルを⽤いたシステムは、PET インサートとしての⼀つの選択肢として考えられる。このことはシールド材の量を⼤きく減らした PET インサートの開発を可能とすると考えられる。加えて、MRI 画
像への渦電流の影響や RF パワーの消費を抑制することも可能になると考えられる。同様にシールドによる RF パワーの消費を減らすことで、より⾼い SNRを持つ画像を得ることが可能になると考えられる。

The initial feasibility study of an unshielded PET detector

the ground planes are usually very close to each other, thisnoise should be reduced further. Similarly, for the birdcage
coil, we did not see any pickup RF noise and the SNR
remained almost unchanged. As the cylindrical birdcage
coil was shielded with a relatively long cylindrical RF
shield, mutual interference was negligible at the central
FOV of the coil.

with shielded RF coils did not show any image artifacts
due to RF interference between PET and MRI. As gradient
fields of the MRI system remain almost transparent to thethin RF shield, we think that unshielded or minimallyshielded PET detectors with RF shielded coils can be analternative design choice to develop the PET insert. This
would enable us to develop the PET insert with a much
reduced amount of shielding materials, and that would
reduce eddy current effects on the image and would
consume less RF power. Less RF power consumption in
the shield should enable higher image SNR as well.

Acknowledgements
Collaborators

Takayuki Obata, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya (NIRS-QST)

GrantsNIRS-QST President grant for research, 2019-2020

References
[1]
[2]
[3]

M.S.H Akram, T. Obata, M. Suga, et al. MRI compatibility study of an integrated PET/RF-coil prototype system at 3 T.
J Magn Reson, 283 (2017) 62–70.
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.
E. F. Jackson et al. Acceptance testing and quality assurance procedures for magnetic resonance imaging facilities.
AAPM report no. 100, American Assoc Phys Med. (2010).

Research achievements in 2019[1] M.S.H. Akram, T. Obata, T. Yamaya. Microstrip Transmission Line RF Coil for a PET/MRI Insert. Magn Reson Med Sci.
Published online, November 2019. doi:10.2463/mrms.mp.2019-0137[2] M.S.H. Akram, T. Obata, T. Yamaya. Microstrip transmission line array RF coil, RF shield configuration and integrated
apparatus of RF coil and radiation imaging device. US patent US2019/0302206 A1 and Japan provisional patent
JP2019-036114.

89

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

Add-on PET/MRI の RF コイルの電磁波による発熱の評価
Heat generation by electromagnetic waves from an RF coilin add-on PET/MRI
宮⽊⼤聖 実習⽣/千葉⼤（菅研究室 修⼠ 1 年）
Taisei Miyaki, Trainee / Chiba University (Suga-lab, M1)
1. Introduction

1. はじめにPET/MRI can simultaneously obtain images by positron
Positron emission tomography (PET) とemission
tomography (PET) and magnetic resonancemagnetic resonance imaging (MRI) を同時撮像する PET/MRI は、⾼精度な PET 診断を実現可能にす imaging (MRI). This enables highly accurate PETる。我々は、新たな PET/MRI 装置として「add-on diagnosis. We are developing the “add-on PET/MRI” as a
PET/MRI」の開発を⾏っている。Add-on PET/MRI new PET/MRI system. Add-on PET/MRI enables PET/MRI
imaging using an existing MRI system by integrating a PET
は PET 検出器を MRI コイルに組み込むことで既存
detector into an MRI coil. MRI requires the irradiation ofの MRI 装置を使⽤した PET/MRI 撮像を可能にする。
electromagnetic waves called radio frequency (RF) pulses,
MRI の撮像には radio frequency (RF) パルスと呼ばand a target object is heated due to the absorption of theれる電磁波の照射が必要であるが、照射された RF パ irradiated RF pulses. This is called RF heating. Since the
ルスの吸収により、測定対象が発熱する。これは RF RF coil for add-on PET/MRI is at a prototype level, it is
加熱と呼ばれる。Add-on PET/MRI に⽤いる RF コ essential to evaluate RF heating for clinical trials. The
イルは、独⾃設計のコイルであるため、臨床研究での purpose of this study is to evaluate the safety of the RF coil
使⽤にあたって RF 加熱を評価することは不可⽋で for add-on PET/MRI with respect to the heat generated byある。本研究は add-on PET/MRI に⽤いる RF コイ RF heating.
ルの RF 加熱による発熱に関する安全性を評価することを⽬的とした。

2. ⽅法

2. Methods

MRI には 3T MRI を使⽤した(Figure 1 (a))。そのガントリ内に add-on PET/MRI を設置した。ファン
トムにはポリアクリル酸溶液を使⽤した。このファントムは、⽶国試験材料協会によって、RF 加熱に関する安全性評価のために標準化されている[1] 。ファントムをコイルの中⼼に設置した(Figure 1 (b))。

We used a 3T MRI (figure 1(a)). An add-on PET/MRI wasinserted into the MRI gantry. A polyacrylic acid gelled saline
was used as a phantom. This phantom is standardized forsafety evaluation regarding RF heating by the American
Society for Testing and Materials [1]. This phantom wasplaced at the center of the coil (figure 1(b)).

Figure 1 Experimental setting. Photo of the setting (a) and the detailed structure and component arrangement in add-on
PET / MRI (b).

90

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

RF heating is evaluated as the specific absorption rate

RF 加熱は、specific absorption rate (SAR) で評価される。SAR は、時間当たりの温度上昇にファン
トムの⽐熱 (4150 [J/(kg・K)]) を掛けることで算出される [1]。ファントム全体の SAR 分布を算出する
ためには、ファントムの全ての位置で温度を取得する必要がある。しかし、温度計を⽤いてファントム全ての位置で測定することは困難である。そこで、温度に相関のある T2 画像に、温度計で得た温度変化率との関係から算出される変換係数を適⽤し、SAR 分布を算出した。

(SAR). SAR is calculated by multiplying the temperaturerise per second by specific heat capacity of the phantom(4150 [J/(kg・K)]) [1]. In order to calculate the SAR map of
the entire phantom, it is necessary to acquire temperature
at all points of the phantom. However, it is difficult tomeasure all points of the phantom using a thermometer.
Therefore, the SAR map was calculated by applying theconversion coefficient calculated from the relationship withtemperature change rate measured using the thermometerto the T2 image correlated with temperature.

2.1. Temperature measurement at maximum SAR

2.1 最⼤ SAR での温度測定

温度測定は、MRI 撮像前 5 分間，撮像中 22 分間， Temperature measurement was performed for 5 min
撮像後 10 分間⾏った。温度測定には、光ファイバ温 before MRI scan, 22 min during the scan, and 10 min after
度計を使⽤した。温度分解能は 0.1℃で、１秒ごとに the scan. The temperature was measured using an optical
温度計測した。6 個の温度センサをファントム内の fiber thermometer. The temperature resolution was 0.1 deg
奥⾏中央断⾯に配置し，同⼀断⾯を MRI 撮像するこ and the temperature was measured every second. Sixとで RF 照射した（Figure 2 (a)）。撮像パラメータは temperature sensors were placed on the depth central
RF 照射強度が最⼤となるように設定した (Figure 2 section in the phantom, and RF irradiation was performed(b))。
by the MRI scan of the same cross section (figure 2(a)).
The imaging parameters were set to maximize the RF
irradiation intensity (figure 2(b)).

Figure 2 Temperature sensor placement (a) and MRI imaging sequence and parameters for RF irradiation (b).

2.2. Continuous T2 imaging

2.2 T2 の連続撮像

The maximum SAR map is calculated based on the flow

Figure 3 (b)の⼿順をもとに最⼤ SAR の分布を算出した。はじめに、Figure 3 (a)の MRI シーケンスとパラメータを⽤いて T2 分布を 10 回連続で取得した(Figure 3 (b)-①)。取得した T2 分布を⽤いて T2 の時
間変化率の分布を算出した(Figure3 (b)-②)。T2 は組織の温度に相関をもつため、この分布は RF 加熱の温度上昇に相関をもつ。2.1 での 6 ヵ所の温度計付近に ROI を設定した(Figure3 (b)-②)。2.1 の温度測定で観測された温度上昇率を対応する ROI 内の T2 変in figure 3(b). At first, we acquired T2 maps (figure 3 (b)-①)
ten times continuously using the MRI sequence andparameters given in figure 3(a). The map of T2 change persecond was calculated from the acquired T2 maps (figure 3(b)-②). Since T2 correlates with tissue temperature, thismap correlates with temperature rise due to RF heating.
We took ROIs near the six thermometers as noted in 2.1(figure 3 (b)-②). The average of the temperature rise rate

91

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Researchobserved in 2.1 divided by the corresponding T2 change

化率で除して平均したものを変換係数βとした。βを T2 変化率分布の各ピクセルに掛けることで温度上昇率の分布を算出し(Figure3 (b)-③)、ファントムの⽐熱を掛けることで SAR の分布を算出した(Figure3(b)-④)。算出した SAR 分布は、国際⾮電離放射線防護委員会の策定する安全性の基準値 10 W/kg と⽐較することで評価した [2]。

rate in the ROI was defined as the conversion coefficient β.
The map of the temperature rise rate was calculated bymultiplying each pixel of the map of T2 change rate by β(figure 3 (b)- ③ ), and the SAR map was calculated bymultiplying it by the specific heat of the phantom (figure 3(b)- ④ ). The calculated SAR map was evaluated bycomparing it to the reference safety value of 10 W/kg
established by the International Commission on NonIonizing Radiation Protection [2].

Figure 3 MRI imaging sequence and parameters for a T2 map (a) and flow of the maximum SAR map calculation (b).

3. Results

3. 結果

Since the temperature rise at all points was during the

すべての箇所での温度上昇が MRI 撮像中であるため、この温度上昇は、RF 加熱によるものであることがわかる(Figure 4 (a))。算出した SAR 分布から光ファイバ温度計による温度測定の結果と同様の傾向が確認できるため、この分布は RF 加熱の SAR 分布になっていると考えられる (Figure 4 (b))。分布内の
SAR の最⼤値は 3.5 W/kg であった。これは安全性の基準値である 10 W/kg 以下であったため，add-on
PET/MRI に⽤いる RF コイルの安全性が⽰唆された。

MRI scan, it is considered to be due to RF heating (figure4(a)). Since the calculated SAR map is similar to the resultsof the direct temperature measurement using an opticalfiber thermometer, this map is considered to be the SAR
map of RF heating (figure 4(b)). The maximum SAR value
in this map is 3.5 W / kg. Since this value is below thereference safety value of 10 W/kg, the safety of the RF coilfor add-on PET/MRI can be assumed.

Figure 4 Temperature rise observed using the optical fiber thermometer (a) and calculated maximum SAR map (b).

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次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

4. Conclusions

4. まとめWe investigated the safety of the RF coil for add-on

温度測定と T2 分布の連続撮像により算出した最⼤SAR 分布を⽤いて add-on PET/MRI に⽤いる RF コ
イルの安全性を評価した。
SAR の最⼤値は、3.5 W/kg
で基準値以下であったため，add-on PET/MRI に⽤いる RF コイルの RF 加熱に関する安全性が⽰唆された。

PET/MRI using the SAR map calculated from temperature
measurements and continuous T2 imaging. The maximum
SAR value of 3.5 W/kg was below the reference safetyvalue. Therefore, we concluded that the RF coil for add-on
PET/MRI is safe with respect to RF heating.

Acknowledgements
Collaborators

Mikio Suga (Chiba University)
Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya, Takayuki Obata (NIRS-QST)

Grants

JSPS KAKENHI 24390295

References[1][2]

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International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection, 時間変化する電界，磁界及び電磁界による曝露を制限するためのガイドライン, 1998

93

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究グループ研究業績 2019（2019 年 1 月 - 2019 年 12 月）
Achievements of Imaging Physics Group in 2019 (Jan. 2019 – Dec. 2019)
1. 研究成果 Resarch achievements
1.1 原著論文 Peer-reviewed articles (14)[1]
G. Akamatsu, H. Tashima, Y. Iwao, H. Wakizaka, T. Maeda, E. Yoshida, T. Yamaya, "A 3-dimensional hemispherical brain
phantom for compact dedicated brain PET scanners," Biomed. Phys. Eng. Express, 5, 025013, 2019.
[2]
T. Hofmann, M. Pinto, A. Mohammadi, M. Nitta, F. Nishikido, Y. Iwao, H. Tashima, E. Yoshida, A. Chacon, M. SafaviNaeini, A. Rosenfeld, T. Yamaya, K. Parodi, “Dose reconstruction from PET images in carbon ion therapy: a deconvolution
approach,” Phys. Med. Biol., 64, 025011, 2019.
[3]
Naoko Inadama, Hideo Murayama, Fumihiko Nishikido, Junichi Ohi, Taiga Yamaya, "Improvement of a PET detector
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Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda, Chie Seki, Yasuyuki Kimura, Yuhei
Takado, Makoto Higuchi, Tetsuya Suhara, Taichi Yamashita, Taiga Yamaya, "First prototyping of a dedicated PET systemwith the hemisphere detector arrangement," Phys. Med. Biol., 64, 065004, 2019.
[5]
Akram Mohammadi, Sodai Takyu, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Keiji Shimizu, Toshiaki Sakai, Taiga Yamaya,"Development of a dual-end detector with TOF and DOI capabilities using crystal bars segmented by subsurface laser
engraving," Nuclear Inst. and Methods in Physics Research, A 931, pp. 236–241, 2019.
[6]
Andrew Chacon, Mitra Safavi-Naeini, David Bolst, Susanna Guatelli, Daniel R. Franklin, Yuma Iwao, Go Akamatsu,
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Atsushi Kitagawa, Akram Mohammadi, Marie-Claude Gregoire, Taiga
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Munetaka Nitta, Fumihiko Nishikido, Harley Rutherford, Andrew Chacon, Mitra Safavi-Naeini, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya,"Performance evaluation of a whole-body prototype PET scanner with four-layer DOI detectors," Phys. Med. Biol., 64,
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[8]
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Han Gyu Kang, Seiichi Yamamoto, Sodai Takyu, Fumihiko Nishikido, Akram Mohammadi, Ryo Horita , Shinji Sato, Taiga
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[12] Andrew Chacon, Susanna Guatelli, Harley Rutherford, David Bolst, Akram Mohammadi, Abdella Ahmed, Munetaka Nitta,
Fumihiko Nishikido, Yuma Iwao, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Go Akamatsu, Sodai Takyu Atsushi Kitagawa, Theresa
Hofmann, Marco Pinto, Daniel R Franklin, Katia Parodi, Taiga Yamaya, Anatoly Rosenfeld, Mitra Safavi-Naeini,"Comparative study of alternative Geant4 hadronic ion inelastic physics models for prediction of positron-emitting
radionuclide production in carbon and oxygen ion therapy," Phys. Med. Biol., vol. 64, 155014, 2019.
[13] Keisuke Kurita, Yuta Miyoshi, Yuto Nagao, Mitsutaka Yamaguchi, Nobuo Suzui, Yong-Gen Yin, Satomi Ishii, Naoki
Kawachi, Kota Hidaka, Eiji Yoshida, Sodai Takyu, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, “Fruit PET: 3-D imaging of carbon
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Insert," Magnetic Resonance in Medical Sciences, mp.2019-0137, 2019.
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]
Han Gyu Kang, Sodai Takyu, Fumihiko Nishikido, Akram Mohammadi, Naoko Inadama, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya,"Optimization of a Light Guide for High Resolution PET Detectors Using GATE Optical Simulation," 2018 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference Proceedings (NSS/MIC), 2018.
[2]
Han Gyu Kang, Hideaki Tashima, Seong Jong Hong, Taiga Yamaya, "Optimization of a High Resolution Small Animal
SPECT System using GATE and STIR Software," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference
Proceedings (NSS/MIC), 2018.
[3]
Yusuke Okumura, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Mikio Suga, Naoki Kawachi, Katia Parodi, Taiga Yamaya, "Sensitivity
improvement in 44Sc whole gamma imaging: simulation study," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference Proceedings (NSS/MIC), 2018.
[4]
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94

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

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Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Proceedings (NSS/MIC), 2018.
Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya, "Comparative study between electricallyground and electrically floating PET inserts using MRI built-in RF coil at 3 T," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference Proceedings (NSS/MIC), 2018.
Go Akamatsu, Sodai Takyu, Eiji Yoshida, Munetaka Nitta, Yuma Iwao, Akram Mohammadi, Hideaki Tashima, Fumihiko
Nishikido, Taichi Yamashita, Taiga Yamaya, "Characterization of LFS MPPC PET-detector modules: 3 mm pitch vs. 4 mm
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1.4 学会発表 Conference presentations (78)・国際会議（口頭発表）International conference (oral presentations) (15)[1]
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C. Toramatsu, A. Mohammadi, H. Wakizaka, M. Nitta, F. Nishikido, K. Karasawa, Y. Hirano, E. Yoshida, T. Yamaya,"Compartmental analysis of washout effect in rabbit brain: In-beam PET measurement using 11C and 15O beams," Particle
Therapy Co-Operative Group (PTCOG58), 2019. (oral, Manchester, 2019/6/14)[3]
Go Akamatsu, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Miwako Takahashi, Taichi Yamashita, Taiga Yamaya, "NEMA
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Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Miwako Takahashi, Kotaro Nagatsu, Atsushi Tsuji, Kei Kamada, Katia
Parodi, Taiga Yamaya, "First 89Zr mouse demonstration of whole gamma imaging (WGI)," J. Nucl. Med., vol. 60, suppl. 1,
196, 2019. (SNMMI 2019 Annual Meeting, oral, No. 196, 2019/6/23, Anaheim Convention Center, Highlighted)[5]
Han Gyu Kang, Nishikido Fumihiko, Hideaki Tashima, Toshiaki Sakai, Taiga Yamaya, "A novel approach for trapezoid
geometry small animal DOI PET detector using SSLE technique," J. Nucl. Med., vol. 60, suppl. 1, 528, 2019. (SNMMI 2019
Annual Meeting, oral, No. 528, 2019/6/25, Anaheim Convention Center, Highlighted)[6]
Han Gyu Kang, Sodai Takyu, Nishikido Fumihiko, Taiga Yamaya, "A staggered three-layer DOI PET detector with a 1 mmcrystal pitch for a high resolution small animal PET imaging," J. Nucl. Med., vol. 60, suppl. 1, 529, 2019. (SNMMI 2019
Annual Meeting, oral, No. 529, 2019/6/25, Anaheim Convention Center, Highlighted)[7]
Taisei Miyaki, Mikio Suga, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya, Takayuki Obata, "Evaluation of Heat Generation by
Electromagnetic Waves of MRI Transceiver Coil for Add-on PET Detector," Fourth International Symposium on Multimodal
Medical Engineering (MME), 2019. (2019/8/30, oral, 富山大学五福キャンパス)[8]
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Miwako Takahashi, Kotaro Nagatsu, Atsushi Tsuji, Kei Kamada, Katia
Parodi, Taiga Yamaya, “Toward Whole Gamma Imaging of 89Zr: a Demonstration of Combined PET and Compton Imaging,”
World Molecular Imaging Congress (WMIC)2019, LB11, 2019. (2019/9/6, oral, Montreal)[9]
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trapezoid geometry DOI PETdetector," SCINT2019 Conference on Scintillating Materials and their applications, O1-6-6,
2019. (oral, 2019/10/1, Tohoku University)[10] H. G. Kang, F. Nishikido, H. Tashima, T. Sakai, T. Yamaya, “Initial Results for a Small Animal DOI PET Detector with SubSurface Laser Engraving Based Trapezoid Geometry,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical
Imaging Conference (MIC), M-02-04, 2019. (2019/10/30, oral, Manchester)[11] H. G. Kang, H. Tashima, F. Nishikido, E. Yoshida, T. Yamaya, “Total-Body Animal PET with a 4-Layer DOI Detector GATE Simulation Study,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M05-02, 2019. (2019/10/31, oral, Manchester)[12] A. Chacon, A. Mohammadi, N. Howell, R. Middleton, B. Fraser, N. Wyatt, H. Rutherford, D. R. Franklin, S. Takyu, F.
Nishikido, R. Hirayama, T. Yamaya, N. Matsufuji, A. Rosenfeld, S. Guatelli, M. Safavi-Naeini, “Experimental quantificationof internally generated thermal neutron fluence in heavy ion therapy,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS)and Medical Imaging Conference (MIC), N-38-04, 2019. (2019/10/31, oral, Manchester)[13] A. Chacon, A. Mohammadi, A. M. Ahmed, G. Akamatsu, Y. Iwao, S. Takyu, F. Nishikido, L. Chartier, T. L. Tran, B. James,
D. Prokopovich, D. R. Franklin, H. Tashima, S. Guatelli, T. Yamaya, A. Rosenfeld, M. Safavi-Naeini, “Experimental
quantification of the relative biological effectiveness of radioactive heavy ion beams,” the 2019 IEEE Nuclear Science
Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), MIC-17-04, 2019. (2019/11/2, oral, Manchester)[14] H. Tashima, E. Yoshida, H. Wakizaka, M. Takahashi, K. Nagatsu, A. Tsuji, K. Kamada, K. Parodi, T. Yamaya, “Whole
gamma imaging of 89Zr-injected mouse: comparison of PET and Compton imaging,” the 2019 IEEE Nuclear Science
Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), MIC-19-02, 2019. (2019/11/2, oral, Manchester)[15] Han Gyu Kang, Seiichi Yamamoto, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya, “GATE Optical Imaging Simulation for the Range
Estimation of Radioactive ion Beam,” GATE User's Meeting, 2019 IEEE NSS-MIC, 2019. (2019/10/31, oral, Manchester)95

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

・国際会議（ポスター発表） International conference (poster presentations) (28)[1]Munetaka Nitta, Giulio Lovatti, Georgios Dedes, Sodai Takyu, Mohammad Safari, Tim Binder, Giovanni Vinci, Taiga
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H. Rutherford, A. Chacon, A. Ahmed, S. Guatelli, A. Mohammadi, T. Yamaya, K. Parodi, M. Gregoire, A. Rosenfeld, M.
Safavi-Naeini, "Dose quantification in carbon therapy using positron emission tomography," Particle Therapy Co-Operative
Group (PTCOG58), 2019. (poster, Manchester, 2019/6/13-15)[5]
Han Gyu Kang, Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, "Comparison of PET sensitivity with Various
Scintillation Crystals," SCINT2019 Conference on Scintillating Materials and their applications, P1-8, 2019. (poster,
2019/10/1, Tohoku University)[6]
Han Gyu Kang, Fujino Obata, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya, "A Single-Ended Readout Four-Layer DOI Detector with
1 mm Crystal Pitch for High Resolution Small Animal Imaging," SCINT2019 Conference on Scintillating Materials andtheir applications, P1-7, 2019. (poster, 2019/10/1, Tohoku University)[7]
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WGI,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M-01-004, 2019.
(2019/10/30, poster, Manchester)[9]
H. G. Kang, T. Yamaya, G. B. Ko, J. S. Lee, S. H. Song, Y. B. Han, S. J. Hong, “Optimization of Crystal Surface Treatment
and Reflector for SiPM-Based Dual-Ended Readout TOF-DOI PET Detector,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium(NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M-01-016, 2019. (2019/10/30, poster, Manchester)[10] G. Akamatsu, E. Yoshida, H. Tashima, Y. Iwao, H. Wakizaka, T. Maeda, M. Takahashi, T. Yamashita, T. Yamaya, “DOI vs.
TOF: performance comparison of two helmet-type PET prototypes based on the NEMA NU2 standards,” the 2019 IEEE
Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M-01-160, 2019. (2019/10/30, poster,Manchester)[11] M. J. Safari, A. Zoglauer, G. Lovatti, V. Anagnostatou, M. Nitta, H. Tashima, T. Yamaya, P. Thirolf, G. Dedes, K. Parodi,“Investigating the Performance of a Novel Hybrid Gamma-Imaging Technique Toward Future 3D Reconstruction of Proton
Beam Range,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M-01-370, 2019.
(2019/10/30, poster, Manchester)[12] M. Nitta, G. Lovatti, M. Safari, G. Dedes, H. Tashima, T. Yamaya, P. Thirolf, K. Parodi, “Simulation Study of aPyramidlike4-layerDOI Detector with the Sparse ReflectorInsertion,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and
Medical Imaging Conference (MIC), M-06-029, 2019. (2019/10/31, poster, Manchester)[13] F. Nishikido, Z. Zhihong, M. Uenomachi, K. Shimazoe, E. Yoshida, H. Tashima, P. Thirolf, T. Orita, K. Parodi, H. Takahashi,
T. Yamaya, “Initial development of a silicon scatterer detector for low-energy gamma rays in whole gamma imaging,” the2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M-06-035, 2019. (2019/10/31,
poster, Manchester)[14] S. Takyu, S. Liprandi, H. G. Kang, M. Kawula, M. Nitta, F. Nishikido, N. Inadama, K. Parodi, P. Thirolf, T. Yamaya,“Reduction of readout channels of a monolithic LaBr3:Ce detector by resistive-chain and neural networks,” the 2019 IEEE
Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M-06-059, 2019. (2019/10/31, poster,Manchester)[15] H. G. Kang, H. Tashima, F. Nishikido, T. Yamaya, “GATE Optical Simulation of a Dual-Ended Readout DOI PET Detector
with Trapezoid Geometry,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M06-068, 2019. (2019/10/31, poster, Manchester)[16] H. G. Kang, F. Obata, H. Tashima, F. Nishikido, T. Yamaya, “A Single-Ended Readout 4-layer DOI Detector with a 1 mm
Crystal Pitch for Small Animal PET Imaging,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging
Conference (MIC), M-06-095, 2019. (2019/10/31, poster, Manchester)[17] G. Lovatti, M. Nitta, M. Safari, J. Bortfeldt, A. Zoglauer, H. G. Kang, T. Yamaya, P. Thirolf, G. Dades, K. Parodi, “Design
study of a novel geometrical arrangement for an in-beam small animal PET scanner,” the 2019 IEEE Nuclear Science
Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M-06-182, 2019. (2019/10/31, poster, Manchester)[18] G. Akamatsu, E. Yoshida, T. Mikamoto, T. Maeda, H. Wakizaka, H. Tashima, Y. Wakitani, M. Matsumoto, T. Yamaya,“Development of sealed 22Na phantoms for PET system QA/QC: uniformity and stability evaluation,” the 2019 IEEE
Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M-06-335, 2019. (2019/10/31, poster,Manchester)[19] H. G. Kang, S. Yamamoto, S. Takyu, A. Mohammadi, F. Nishikido, T. Yamaya, “Optical Imaging for the Energy Spread
Estimation of Radioactive Oxygen Ion Beam –Experimental and GATE Simulation Results,” the 2019 IEEE Nuclear Science
Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M-06-353, 2019. (2019/10/31, poster, Manchester)[20] M. Nitta, G. Lovatti, M. Safari, G. Dedes, T. Yamaya, P. Thirolf, K. Parodi, “Sensitivity comparison of LYSO and GAGG
scintillators for In-beam PET Measurements,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging

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次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

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[27]
[28]

Conference (MIC), M-06-365, 2019. (2019/10/31, poster, Manchester)H. G. Kang, F. Nishikido, T. Yamaya, “Optimization of a Staggered 3-Layer DOI PET Detector with a 1 mm LYSO Pitch
for High-Resolution Small Animal PET Imaging,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging
Conference (MIC), M-13-015, 2019. (2019/11/1, poster, Manchester)A. Mohammadi, N. Inadama, F. Nishikido, E. Yoshida, T. Yamaya, “Dual-Ended 20-Layer DOI Detector for Small Animal
PET Using Subsurface Laser Engraving Technique,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical
Imaging Conference (MIC), M-13-018, 2019. (2019/11/1, poster, Manchester)G. Akamatsu, H. Tashima, Y. Iwao, S. Takyu, H. G. Kang, M. Takahashi, E. Yoshida, T. Yamaya, “Design study of cardiacdedicated TOF-PET systems with compact detector arrangement,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and
Medical Imaging Conference (MIC), M-13-069, 2019. (2019/11/1, poster, Manchester)A. M. Ahmed, G. Akamatsu, A. Chacon, H. Rutherford, D. R. Franklin, A. Mohammadi, F. Nishikido, Y. Iwao, H. Tashima,
E. Yoshida, T. Yamaya, A. Rosenfeld, S. Guatelli, M. Safavi-Naeini, “NEMA-NU 2-2012 Validation of a Geant4 Model ofa Whole-Body PET Scanner for Particle Therapy,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging
Conference (MIC), M-13-090, 2019. (2019/11/1, poster, Manchester)A. Mohammadi, H. Tashima, Y. Iwao, S. Takyu, G. Akamatsu, H. G. Kang, F. Nishikido, E. Yoshida, A. Chacon, M. SafaviNaeini, T. Yamaya, “Prediction of the Bragg Peak Position Using In-Beam PET Imaging for Radioactive Ion Beams,” the2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M-13-354, 2019. (2019/11/1,
poster, Manchester)H. Tashima, E. Yoshida, T. Yamaya, “Feasibility of a PET system for whole-body counter application in a radiation
emergency,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging Conference (MIC), M-13-399, 2019.
(2019/11/1, poster, Manchester)F. Nishikido, E. Takada, Y. R. Okada, G. Shikida, S. Takyu, H. Kan, T. Yamaya, “Response of organic photodiode detectors
for carbon beam irradiation in vacuum,” the 2019 IEEE Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging
Conference (MIC), R-04-443, 2019. (2019/10/29, poster, Manchester)
Minori Matsuoka, Mikio Higuchi, Yuji Masubuchi, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya, Junichi H. Kaneko， "Float zone
growth of GdVO4:Eu single crystals for β-ray imaging," The 13th Pacific Rim Conference of Ceramic Societies(PACRIM13) , 2019. (2019/10/29, Okinawa Convention Center, poster, 29-P-S32-05)

・国内会議 Domestic conference (35)[1]

大東尚真, 岩男悠真, 高橋美和子, 山谷泰賀, "ヒト脳 PET 画像における DOI 検出器効果の客観的評価の試み,"
第 66 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 9p-M103-5, 2019 (2019/3/9, 東京工業大学大岡山キャンパス)[2]

田島英朗, Han Gyu Kang, 吉田英治, 樋口隆弘, 高橋美和子, 山谷泰賀, "長体軸視野超高感度 DOI-PET のシミュ
レーション検討," 第 66 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 9p-M103-6, 2019 (2019/3/9, 東京工業大学
大岡山キャンパス)
Han Gyu Kang, Sodai Takyu, Fujino Obata, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, "Four-layer DOI PET detector
with 1 mm crystal pitch," 第 66 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 12p-M103-2, 2019 (2019/3/12, 東京工業大学大岡山キャンパス)

[3]

[4]

鎌田圭, 吉野将生, 庄子育宏, 山路晃弘, 黒澤俊介, 横田有為, 大橋雄二, 島添健次, 高橋美和子, 羽場宏光, 百瀬敏光, 高橋浩之, 吉川彰, "CeBr3 シンチレータ単結晶の大型化とアッセンブリ技術の開発," 第 66 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 12a-M103-5, 2019 (2019/3/12, 東京工業大学大岡山キャンパス)[5]

羽場宏光, 小森有希子, 横北卓也, 森大輝, 高橋浩之, 島添健次, 鎌田圭, 百瀬敏光, 高橋美和子, "多光子イメー
ジング用カリウム 43 の製造技術開発," 第 66 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 12a-M103-6, 2019(2019/3/12, 東京工業大学大岡山キャンパス)[6]

島添健次, 上ノ町水紀, 高橋浩之, 鎌田圭, 高橋美和子, 羽場宏光, 百瀬敏光, "多光子多分子核医学イメージン
グ技術の研究開発," 第 66 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 12a-M103-7, 2019 (2019/3/12, 東京工業大学大岡山キャンパス)[7]

高橋美和子, 島添健次, 大島佑介, 高橋浩之, 鎌田圭, 羽場宏光, 百瀬敏光, "多核種同時核医学イメージング技術の開発と検証," 第 66 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 12a-M103-8, 2019 (2019/3/12, 東京工業大学大岡山キャンパス)[8]

大島佑介, Foon Wei Seng, 島添健次, 高橋美和子, 大鐘健一郎, 織田忠, 吉野将生, 鎌田圭, 吉川彰, 高橋浩之,"CeBr3 アレーを用いたコンプトン PET ハイブリッドカメラの開発," 第 66 回応用物理学会春季学術講演会 講演
予稿集, 12p-M103-1, 2019 (2019/3/12, 東京工業大学大岡山キャンパス)[9]

高橋美和子, 國井尚人, 川合謙介, 湯本直人, 百瀬敏光, "低悪性度腫瘍を側頭葉新皮質に伴う難治性てんかんの
脳糖代謝・受容体密度分布による海馬てんかん原性診断," 第 21 回日本ヒト脳機能マッピング学会 講演抄録集,
p. 79, 2019. (2019/3/16, 東京大学本郷キャンパス)[10]Tensho Yamao, Kenta Miwa, Hiroshi Matsuda, Go Akamatsu, Kei Wagatsuma, “Validation of quantitative methods using
centiloid scale for Tau PET imaging with 18F-THK5351,” 第 75 回日本放射線技術学会総会学術大会，横浜，2019/04/11(oral).
Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda, Akram Mohammadi, Sodai Takyu,
Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, "Performance characterization of a new whole-body PET prototype with

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次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

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[16]

[17]

[18]

[19]

four-layer DOI detectors," 医学物理, 第 39 巻, Sup. 1, p. 60, 2019. (第 117 回日本医学物理学会学術大会, O-023,
2019/4/11, パシフィコ横浜)
Sodai Takyu, Eiji Yoshida, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Munetaka Nitta, Kei Kamada, Katia Parodi, Taiga Yamaya,"Energy characterization of the 4-Layer DOI GAGG scatterer detector for whole gamma imaging," 医学物理, 第 39 巻,
Sup. 1, p. 61, 2019. (第 117 回日本医学物理学会学術大会, O-024, 2019/4/11, パシフィコ横浜)
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yusuke Okumura, Mikio Suga, Naoki Kawachi, Kei Kamada, Katia Parodi, Taiga Yamaya,"Whole Gamma Imaging: Demonstration of the β+-γ Coincidence," 医学物理, 第 39 巻, Sup. 1, p. 62, 2019. (第 117回日本医学物理学会学術大会, O-025, 2019/4/11, パシフィコ横浜, President's Award Silver 受賞)
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Go Akamatsu, Yuma Iwao, Miwako Takahashi, Taichi Yamashita, Taiga Yamaya,"Development of a TOF helmet-type PET prototype having a timing resolution of 250 ps and its reconstruction method,"
医学物理, 第 39 巻, Sup. 1, p. 63, 2019. (第 117 回日本医学物理学会学術大会, O-026, 2019/4/11, パシフィコ横浜)
Han Gyu Kang, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Toshiaki Sakai, Taiga Yamaya, "Initial results of trapezoid geometry
small animal DOI PET detector using SSLE," 医学物理, 第 39 巻, Sup. 1, p. 64, 2019. (第 117 回日本医学物理学会学術大会, O-027, 2019/4/11, パシフィコ横浜)
Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda, Taiga Yamaya, “NEMA
NU2 performance evaluation of a helmet-type PET prototype with four-layer DOI detectors,” 第 75 回日本放射線技術
学会総会学術大会，横浜，2019/04/11 (oral).
Go Akamatsu, Eiji Yoshida, Takamasa Maeda, Hidekatsu Wakizaka, Hideaki Tashima, Takahiro Mikamoto, Taiga Yamaya,“Initial evaluation of novel shape radioactive sample sources with 22Na and 68Ge,” 第 75 回日本放射線技術学会総会学術大会，横浜，2019/04/11 (oral).
Han Gyu Kang, Fumihiko Nishikido, Sodai Takyu, Akram Mohammadi, Chie Toramatsu, Seiichi Yamamoto, Ryo Horita,
Taiga Yamaya, "Optical imaging for the range estimation of O-15 beam," 医学物理, 第 39 巻, Sup. 1, p. 133, 2019. (第117 回日本医学物理学会学術大会, O-101, 2019/4/12, パシフィコ横浜)
A. Mohammadi, E. Yoshida, Y. Okumura, F. Nishikido, H. Tashima, A. Kitagawa, T. Yamaya, "Feasibility of Compton-PET
to image 10C distribution for range verification of carbon ion therapy," 医学物理, 第 39 巻, Sup. 1, p. 134, 2019. (第 117回日本医学物理学会学術大会, O-102, 2019/4/12, パシフィコ横浜)[20]

田島英朗, 吉田英治, 脇坂秀克, 高橋美和子, 永津弘太郎, 辻厚至, 鎌田圭, Katia Parodi, 山谷泰賀, "Whole
gamma imaging コンセプト実証機開発," 第 13 回新画像システム・情報フォトニクス研究討論会, B-1, 2019. (ハイライト講演に選定, 2019/6/6 田町 CIC)

[21]

赤松剛，田島英朗，岩男悠真，高橋美和子, 吉田英治，山谷泰賀, “心臓用高感度 PET 装置の実現に向けた近接型検出器配置の基礎的検討,” 心臓核医学, Vol. 21-2, p. 78, 2019. (第 29 回日本心臓核医学会総会・学術大会,
2019/7/13, oral, フ ォ ー ポ イ ン ト バ イ シ ェ ラ ト ン 函 館 ) ( 第 8 回 学 会 賞 技 術 部 門 賞 受 賞 )https://www.qst.go.jp/site/qms/28969.html
松岡みのり， 樋口幹雄， 鱒渕友治， 錦戸文彦， 山谷泰賀， 金子純一， "浮遊帯溶融法による GdVO4:Eu 単結晶の育成とその対ベータ線シンチレーション特性," 日本化学会北海道支部 2019 年夏季研究発表会 講演要旨
集, 2019. (2019/7/20, 苫小牧工業高等専門学校, oral, A18)
三好悠太, 栗田圭輔, 長尾悠人, 山口充孝, 鈴井伸郎, 尹永根, 石井里美, 河地有木, 日高功太, 吉田英治, 田久
創大, 田島英朗, 山谷泰賀, "イチゴ種子の有無が果実への光合成産物の転流へ及ぼす影響," アグリ・バイオ公開
シンポジウム, 2019. (poster, 2019/7/25, 東京理科大)

[22]

[23]

[24]

田島英朗，山谷泰賀, "コンプトン検出器を組み合わせた部分リング PET ジオメトリの提案," 第 38 回日本医用画像工学会大会予稿集, pp. 221-224, 2019. (奈良春日野国際フォーラム, OP2-03, oral/poster, 2019/7/25)[25]

呉 博文，田島英朗，山谷泰賀，小尾高史, "頭部専用 PET における放射能・減弱補正係数同時推定法の深層学習を用いた精度向上手法の検討," 第 38 回日本医用画像工学会大会予稿集, pp. 360-366, 2019. (奈良春日野国際フォーラム, OP3-04, oral/poster, 2019/7/25)[26]

鈴木海斗，岩男悠真，高橋美和子，山谷泰賀, "視覚情報提示による頭部 PET 体動抑制手法の開発," 第 38 回日
本医用画像工学会大会予稿集, pp. 460-462, 2019. (奈良春日野国際フォーラム, OP4-03, oral/poster, 2019/7/26)[27]

三好悠太, 栗田圭輔, 長尾悠人, 山口充孝, 鈴井伸郎, 尹永根, 石井里美, 河地有木, 日高功太, 吉田英治, 田久
創大, 田島英朗, 山谷泰賀, "イチゴの種子は果実への炭素転流を駆動する," 日本土壌肥料学会 2019 年度静岡大会, P4-1-22, 2019. (ポスター賞受賞)(poster, 2019/9/5. 静岡大学農学部)[28]

三好悠太, 栗田圭輔, 長尾悠人, 山口充孝, 鈴井伸郎, 尹永根, 石井里美, 河地有木, 日高功太, 吉田英治, 田久
創大, 田島英朗, 山谷泰賀, "イチゴ果実への光合成産物の転流に対する種⼦の影響," 日本生物環境工学会 2019年千葉大会, P2-07, 2019. (最優秀ポスター賞受賞)(poster, 千葉大学松戸キャンパス, 2019/9/19)[29]

田久創大, 吉田英治, 仁科匠, 菅幹生, 鎌田圭, 山谷泰賀, "Whole gamma imaging のための 2 層スタガー型 GAGG
散乱検出器," 第 80 回応用物理学会秋季学術講演会 講演予稿集, 02-038, 2019. (2019/9/20, 北海道大学札幌キャンパス, oral, 20a-E305-5)[30]

田島英朗, 吉田英治, 脇坂秀克, 高橋美和子, 永津弘太郎, 辻厚至, 鎌田圭, Parodi Katia, 山谷泰賀, "WGI 試作機による小動物コンプトンイメージングの実証実験," 第 80 回応用物理学会秋季学術講演会 講演予稿集, 02-040,
2019. (2019/9/20, 北海道大学札幌キャンパス, oral, 20a-E305-6)

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次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research[31]

大東尚真, 岩男悠真, 高橋美和子, 山谷泰賀, “臨床画像から装置性能指標を算出する試み：脳 FDG-PET の例,”
核医学, 56 巻, Supplement, S164, 2019. (第 59 回日本核医学会学術総会, M3VIA6, oral, 2019/11/3)[32]

山谷泰賀, 田島英朗, 吉田英治, 脇坂秀克, 高橋美和子, 永津弘太郎, 辻厚至, 鎌田圭, Katia Parodi, “Whole
Gamma Imaging：コンプトン・PET 複合コンセプトの実証,” 核医学, 56 巻, Supplement, S163, 2019. (第 59 回日本核医学会学術総会, M3VC2, oral, 2019/11/3)[33]

山谷泰賀, 赤松剛, 吉田英治, 田島英朗, 岩男悠真, 高橋美和子, 山下大地, “ヘルメット型 TOF-PET 試作機のNEMA 性能評価,” 核医学, 56 巻, Supplement, S163, 2019. (第 59 回日本核医学会学術総会, M3VC3, oral, 2019/11/3)[34]

寅松千枝, Akram Mohammadi, 脇坂秀克, 新田宗孝, 錦戸史彦, 唐澤久美子, 平野祥之, 山谷泰賀, "粒子線照射時の原子核破砕反応により発生する陽電子放出核の放射性薬物動態解析,"日本放射線腫瘍学会第 32 回学術大会,
O16-5, 2019. (oral, 名古屋国際会議場, 2019/11/21)[35]

宮木大聖, 菅幹生, 錦戸文彦, 山谷泰賀, 小畠隆行, "PET/MRI 一体型検出器に用いる MRI 送受信コイルの電磁波による発熱の実測評価," 日本磁気共鳴医学会雑誌，39(sup.) (第 47 回日本磁気共鳴医学会大会講演抄録集）, p.246,
2019. (2019/09/21, ホテル日航熊本、熊本県民交流館パレア, oral, O3-027)

1.5 研究会 Workshop presentations (13)[1]

山谷泰賀, “PET イメージング物理研究,” QST 国際リサーチイニシアティブ（IRI）シンポジウム「次世代 PET
研究会 2019」, 2019. (2019/2/16 新宿住友スカイルーム)[2]

高橋美和子, “先進核医学のための医工学連携,” QST 国際リサーチイニシアティブ（IRI）シンポジウム「次世代 PET 研究会 2019」, 2019. (2019/2/16 新宿住友スカイルーム)[3]

錦戸文彦, “有機フォトダイオード検出器の重粒子線に対する応答,” 平成 30 年度 HIMAC 共同利用研究成果
発表会, 16H370, 2019/4/22. (テルポートプラザちば)[4]

錦戸文彦, “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,” 平成 30 年度 HIMAC 共
同利用研究成果発表会, 17H285, 2019/4/22. (テルポートプラザちば)[5]

山谷泰賀, “次世代 PET「whole gamma imaging (WGI)」のコンセプト実証,” 第 2 回量子線イメージング研究会,
2019. (イーグレ姫路, 2019/9/24, poster)[6]

鈴木海斗, 岩男悠真, 高橋美和子, 山谷泰賀, "視覚情報提示による頭部 PET 体動抑制手法の開発," 第 17 回千葉大学医工学シンポジウム ポスター講演要旨集, p. 32, 2019. (2019/11/13, 千葉大学, poster)[7]

大東尚真, 岩男悠真, 高橋美和子, 山谷泰賀, "ヒト脳 PET 画像における DOI 検出器効果の客観的評価の試み,"
第 17 回千葉大学医工学シンポジウム ポスター講演要旨集, p. 33, 2019. (2019/11/13, 千葉大学, poster)[8]

宮木大聖, 菅幹生, 錦戸文彦, 山谷泰賀, 小畠隆行, "PET/MRI 一体型検出器に用いる MRI 送受信コイルの電磁波による発熱の実測評価," 第 17 回千葉大学医工学シンポジウム ポスター講演要旨集, p. 34, 2019. (2019/11/13, 千葉大学, poster)[9]

赤松剛, "アミロイド PET における統計学的画像解析の有用性," 第 9 回核医学画像解析研究会, 2019. (2019/11/16,
放医研)

[10]

山谷泰賀, “未来 PET 装置開発研究,” 千葉大・QST 放医研 PET-MRI 研究会議, 2019. (2019/11/24, 白浜オーシャンリゾート, oral)[11]

田久創大, “コンプトン・PET 用の検出器開発,” 千葉大・QST 放医研 PET-MRI 研究会議, 2019. (2019/11/24, 白浜オーシャンリゾート, oral)[12]

田島英朗,“高分解能小動物コンプトンイメージング,”千葉大・QST 放医研 PET-MRI 研究会議, 2019. (2019/11/24,
白浜オーシャンリゾート, oral)[13]

錦戸文彦, “有機/無機半導体素子の放射線計測への応用,” 千葉大・QST 放医研 PET-MRI 研究会議, 2019.
(2019/11/24, 白浜オーシャンリゾート, oral)

1.6 特許 Patents (5)・出願 Application (3)[1]
Md Shahadat Hossain akram, Takayuki Obata, Taiga Yamaya, “Microstrip transmission line array RF coil, RF shieldconfiguration and integrated apparatus of RF coid and radiation imaging device,” Pub. No.: US2019/0302206, Pub. Date:
2019/10/3 (Q20065US.1)[2]
新田宗孝, 田島英朗, 山谷泰賀, “核医学撮像装置,” 特願 2019-62544, 2019/3/28. (Q20108)[3]

吉田英治, 山谷泰賀, “放射線位置検出器,” 特願 2019-126957, 2019/7/8 出願. (Q20130JP)

・登録 Registered (2)[1]Taiga Yamaya, Takayuki Obata, Iwao Kanno, Takuzo Takayama, Hitoshi Yamagata, Kazuya Okamoto, "PET device, PETMRI apparatus, and image processing method," US 10,234,570 B2, 2019/03/19 登録. (Q00398US)[2]

Taiga Yamaya, Hideaki Tashima, "Prtial-ring PET device and PET device," US 10,444,383 B2, 2019/10/15 登録.
(Q20005)

99

次世代PET研究報告書 2019 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 2019」を主催, 2019/2/16 (新宿スカイホール) (参加者数計 125 名, うち外部 90 名)

2.2 セミナー開催 Hosted seminars (0)2.3 報告書出版 Annual report publishing (1)[1]

山谷泰賀 編, “次世代 PET 研究報告書 2018,” QST-R-11, 2019/2/16.

2.4 総説 Review articles (7)
[1]
[2]
[3]
[4]
[5]
[6]
[7]

山谷泰賀, "米国核医学会 SNMMI2018 参加記," 医学物理, 第 38 巻, 第 4 号, pp. 169–173, 2018.
B. F. Hutton, T. Yamaya, L. R. Furenlid, “Dedicated Molecular Imaging Systems for Human Neurological Studies,” IIEEETransactions on Radiation and Plasma Medical Sciences, pp. 252-253, 2019.
高橋美和子, 山谷泰賀, “次世代 PET 研究会 2019 を終えて,” Isotope News, No. 763, pp. 46-47, 2019.
高橋美和子, 錦戸文彦, 山谷泰賀, "PET 装置の開発 その 1.シンチレータ結晶編," 臨床核医学, pp. 58-61, Vol. 52,
No. 4, 2019.
山谷泰賀, 高橋美和子, “次世代の頭部専用 PET 装置の開発,” 医学のあゆみ, Vol. 270, No. 9, pp. 699-706, 2019.
高橋美和子, 錦戸文彦, 山谷泰賀, "PET 装置の開発 その 2.受光素子編," 臨床核医学, pp. 72-75, Vol. 52, No. 5,
2019.
高橋美和子, 錦戸文彦, 山谷泰賀, "PET 装置の開発 その 3.電子回路編," 臨床核医学, pp. 91-93, Vol. 52, No. 6,
2019.

2.5 講義・講演 Lectures (40)・シンポジウム等における招待講演 Invited talks at symposium (31)[1]
Han Gyu Kang, a lecture at Eulji University (Seongnam campus), 2019/3/22.
[2]
高橋美和子, “核医学を支える計測物理の現状と課題,” 第 68 回関東核医学画像処理研究会, 東海大学校友会
館, 2019/3/23.
[3]

錦戸文彦,“放射線検出器の基礎とその開発,”第 68 回関東核医学画像処理研究会, 東海大学校友会館, 2019/3/23.

[4]
[5]

山谷泰賀, “未来 PET 装置開発,” 第 68 回関東核医学画像処理研究会, 東海大学校友会館, 2019/3/23.
Taiga Yamaya, “Development of next generation positron emission tomography (PET) imaging technologies,” the 10th
Vietnam-Japan Research & HRD Forum on Nuclear Technology, 2019 (2019/3/29, invited, Nuclear Training Center, Hanoi)
Miwako Takahashi, “Nuclear Medicine for Optimized Treatment Strategy and Real-time Therapy Imaging,” 医学物理,
第 39 巻, Sup. 1, p. 8, 2019. (第 117 回日本医学物理学会学術大会, Joint Symposium 3: Identify the Tumor - Approaching
New Era of Biologically Adaptive Radiotherapy -, 2019/4/13, パシフィコ横浜)

[6]

[7]

Miwako Takahashi, “Introduction (1): TRT – clinical application,” 医学物理, 第 39 巻, Sup. 1, p. 26, 2019. (第 117回日本医学物理学会学術大会, JSMP Symposium: Medical Physics in Targeted Radioisotope Therapy, 2019/4/13, パシ
フィコ横浜)[8]

Taiga Yamaya, “Introduction (2): TRT imaging,” 医学物理, 第 39 巻, Sup. 1, p. 30, 2019. (第 117 回日本医学物理学会学術大会, JSMP Symposium: Medical Physics in Targeted Radioisotope Therapy, 2019/4/13, パシフィコ横浜)[9]

高橋美和子, "核医学基礎セミナー 初心者・卒後研修医コース 画像解析と機能解析," 第 19 回日本核医学会春季大会, 2019/4/26-27 (虎ノ門ヒルズフォーラム)[10]

山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, 高橋美和子, 永津弘太郎, 辻厚至, Katia Parodi, “Whole gamma imaging (WGI)コ
ンセプトの実証,” JSMI Report, p. 64, 2019. (第 14 回日本分子イメージング学会学術集会, 招待講演, S-03, 北海
道立道民活動センター かでる 2.7)
Taiga Yamaya, “Real Time PET development,” Workshop 4 at the 6th International conference on Advancements in Nuclear
Instrumentation Measurement Methods and their Applications (ANIMMA2019), 2019. (invited, 2019/6/17, Portorož,Slovenia)
Hideaki Tashima, "Innovation in PET Image Reconstruction," CE13: Innovation in PET Instrumentation Enabled by Madein-Japan Technologies, SNMMI 2019 Annual Meeting, 2019. (invited, oral, 2019/6/22, Anaheim Convention Center)
Miwako Takahashi, "Potential Clinical Impact by PET Innovations," CE13: Innovation in PET Instrumentation Enabled byMade-in-Japan Technologies, SNMMI 2019 Annual Meeting, 2019. (invited, oral, 2019/6/22, Anaheim Convention Center)
Taiga Yamaya, "Innovation in PET Detectors and Systems," CE13: Innovation in PET Instrumentation Enabled by Madein-Japan Technologies, SNMMI 2019 Annual Meeting, 2019. (invited, oral, 2019/6/22, Anaheim Convention Center)
錦戸文彦, 高田英治 “有機半導体の炭素線検出器への応用,” 第 56 回アイソトープ・放射線研究発表会, 2019/7/3(東京大学弥生講堂)

[11]
[12]
[13]
[14]
[15]

100

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

[16]
[17]

Taiga Yamaya, "Medical application of nuclear physics: development of dedicated PET systems," XVth Rencontres duVietnam, International Conference on Medical Physics and School, 2019. (invited, 2019/7/31, ICISE, Quy Nhon)
赤松剛, “脳 PET の定量的指標,” PET サマーセミナー 講演予稿集, p. 50, 2019. (2019/8/24, invited, コラッセふ
くしま)

[18]

錦戸文彦, “シリコンフォトマル PET の基礎,” PET サマーセミナー 講演予稿集, p. 102, 2019 (2019/8/24, invited,
コラッセふくしま)[19]

山谷泰賀, “未来 PET 装置について考える,” PET サマーセミナー 講演予稿集, p. 79, 2019. (2019/8/24, invited,
コラッセふくしま)[20]

山谷泰賀, "未来 PET 装置開発プロジェクト" 第 33 回九州 PET 研究会 特別講演, 2019/7/27. (エルガーラホール)

[21]
[22]

山谷泰賀, "新世代の PET 装置開発," 令和元年（秋期）放射線安全管理研修会, 2019/9/26. (文京シビックホール)
Taiga Yamaya, “PET innovation being made by novel scintillators,” SCINT2019 Conference on Scintillating Materials andtheir applications, 2019. (Invited, 2019/9/30, Tohoku University)
田島英朗, "認知症早期診断に向けた PET イノベーション: ヘルメット型 PET 装置開発," シンポジウム講演, 第29 回保健科学学会学術集会, 2019/10/5. (首都大学東京荒川キャンパス)

[23]
[24]

高橋美和子, “標的アイソトープ治療： 223Ra 治療実施の経験から世界の動向まで,” 応用物理学会放射線分科
会医療放射線技術研究会 核医学の現状とこれから：標的アイソトープ治療や最先端イメージング, 2019. (invited,
2019/11/16, 首都大学東京荒川キャンパス)[25]

山谷泰賀, “PET イメージング物理最前線,” 応用物理学会放射線分科会医療放射線技術研究会 核医学の現状とこれから：標的アイソトープ治療や最先端イメージング, 2019. (invited, 2019/11/16, 首都大学東京荒川キャン
パス)

[26]

山谷泰賀, “次世代の PET の開発動向,” SMART2019 (Scintillator for Medical, Astroparticle and environmental
Radiation Technologies), 2019. (invited, 2019/11/18, 道後温泉)[27]

田久創大, “コンプトンカメラの機能を有する PET 装置のための散乱検出器開発," SMART2019 (Scintillator for
Medical, Astroparticle and environmental Radiation Technologies), 2019. (invited, 2019/11/18, 道後温泉)[28]

山谷泰賀, "未来 PET 装置開発 -OpenPET からヘルメット PET まで-." 第 1 回理工・ライフサイエンス部会シン
ポジウム, 2019. (invited, 2019/11/22, 川崎市殿町国際戦略拠点キングスカイフロント)[29]

田島英朗, “WGI 試作機による小動物コンプトンイメージング,” 多光子ガンマ線イメージング法の新展開「多光子ガンマ線時間／空間相関型断層撮像法の研究」ワークショップ, 2019. (invited, 2019/12/6, 国際医療福祉大学
赤坂キャンパス)
Taiga Yamaya, “Development of next generation PET systems and their use for range verification in particle therapy,” lecturein IAEA Regional Workshop on PET/CT and PET/MRI for Radiotherapy Treatment Planning, 2019. (invited, 2019/12/9,
National Cencer Center)赤松 剛, “頭部専用ヘルメット型 PET 装置の実用化を目指して,” 第 7 回クリニカル PET フォーラム 技術講演, 2019. (inbited, 2019/12/21, 野村コンファレンスプラザ日本橋)

[30]
[31]

・講演 Lectures (5)[1]
Han Gyu Kang, “Introduction to Scintillation Detectors,” lecturing to guests from University of Wollongong, 2019/7/9(NIRS).
[2]
Hideaki Tashima, “Iterative PET Image Reconstruction,” lecturing to guests from University of Wollongong, 2019/7/9(NIRS).
[3]
Akram Mohammadi, “Review on in-beam PET imaging for particle therapy,” lecturing to guests from University of
Wollongong, 2019/7/9 (NIRS).
[4]
Miwako Takahashi, “Clinical PET,” lecturing to guests from University of Wollongong, 2019/7/9 (NIRS).
[5]
Akram Mohammadi, “Review on in-beam PET imaging for heavy ion therapy,” lecturing to guests from University Hospitals
Bristol NHS FOUNDATION TRUST, UK, 2019/9/20 (NIRS).
・講義 Educational lectures (4)[1]山谷泰賀, 赤松剛, 錦戸文彦, Han Gyu Kang, 高橋美和子, 田久創大, 吉田英治, 田島英朗, 生駒洋子, Akram
Mohammadi, “放射線医工学,” 千葉大学大学院講義, 2019 年度前期毎週月曜 16:10-17:40

[2]
[3]
[4]

吉田英治, “核医学物理学,” 第 15 回医学物理コース, 2019/7/11.
高橋美和子, “医用放射線イメージング,” 東京大学大学院講義, 2019/11/7, 2019/11/11 and 2019/12/23.
山谷泰賀, “Development of the next generation positron emission tomography,” 九州大学大学院医学系学府 分子機能画像科学論, 2019/11/11

2.6 著書 Book chapters (0)101次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

2.7 プレス・広告物掲載 Public relations activities (5)[1]“Running (simulated) rings around cancer,” ANSTO online news
https://www.ansto.gov.au/news/running-simulated-rings-around-cancer[2]“Optical imaging characterizes radioactive ion beams,” captured by physicsworld, 2019/6/27.
https://physicsworld.com/a/optical-imaging-characterizes-radioactive-ion-beams/[3]“2019 SNMMI Highlights Lecture: Neurosciences”記事にてヘルメット PET が紹介される, Henryk Barthel, THE
JOURNAL OF NUCLEAR MEDICINE, Vol. 60, No. 9, 14N, 2019.
[4]萩生田光一文部科学大臣が QST を視察され、ヘルメット型 PET 試作機をご覧になりました。(2019/12/16)
https://www.qst.go.jp/soshiki/4/36499.html[5]
竹本直一内閣府特命担当大臣が QST を視察され、ヘルメット型 PET 試作機をご覧になりました。(2019/12/18)
https://www.qst.go.jp/soshiki/4/36601.html
2.8 出展など Exhibition (2)[1]

平成 31 年度一般公開にてラボ公開, 2019/4/21[2]

2019 IAEA 総会・展示会にて、ヘルメット PET 模型を展示(2019/9/16-20, ウィーン)
https://www.jaif.or.jp/iaea2019photo.

2.9 その他報告書 Other reports (0)2.10 海外ゲスト対応 Foreign guest scientists (4)[1]

2019/1/16-2019/4/15 Dr. Silvia Liprandi (LMU)[2]

2019/2/14-2/19 Prof. Katia Parodi, Dr. Peter Thirolf, Dr. Munetaka Nitta, Dr. Marco Pinto, Dr. Mohammad Safari, Mr. Tim
Binder (LMU)[3]

2019/8/20 Dr. Eve Lennie (Sheffield Teaching Hospitals)[4]

2019/10/25 Prof. Hosna Mohamed Mohamed Moustafa (Cairo University) and Dr. Magdy Mohamed Khalil Mohamed
Yassin (Helwan University),

2.11 見学対応 Lab tours for visitors (21)[1]

2019/1/21 文部科学省副大臣永岡桂子様ご一行(計 4 名)

[2]

2018/1/28 内閣府政策統括官(原子力防災担当)付参事官(総合調整担当)田中良典様・参事官(地域防災・訓練担当)
田中邦典様ご一行(計 10 名)[3]

2019/2/27 文部科学省 インターン生 4 名[4]2019/3/11 財務省主計局文部科学４係主査谷口逸生様ご一行(計 7 名)

[5]

2019/3/25 総務省行政管理局副管理官 大橋周作様ほかご一行(計 8 名)

[6]

2019/3/25 在インド日本大使館書記官 栗原潔様ご一行(計 3 名)

[7]

2019/4/9 文部科学省科学技術・学術政策局研究開発基盤課量子研究推進室室長補佐 對崎真楠様(計 3 名)

[8]

2019/5/13 第 3 回 QST 自己評価委員会アドバイザリーボードご一行(計 3 名)

[9]

2019/5/27 文部科学省 科学技術・学術政策局 研究開発基盤課 課長補佐 岸田浩司様(計 3 名)

[10]

2019/7/9 University of Wollongong ご一行(計 16 名)[11]

2019/7/11 茨城県立大学村山秀雄様[12]2019/7/11 National Caner Center, Korea, Dr. Se Byeong Lee[13]

2019/8/5 文部科学省科学技術・学術政策局研究開発基盤課量子研究推進室室長補佐 大野貴博様(計 2 名)

[14]

2019/8/23 桐蔭学園高校 1 年生(計 10 名)[15]

2019/9/6 文部科学省研究振興局研究振興戦略官付企画官岩﨑容子様(計 5 名)

[16]

2019/10/28 文部科学省研究振興局研究振興戦略官付係員古田匠様[17]2019/11/8 原子力委員会委員佐野利男様, 中西友子様, 内閣府大臣官房審議官十時憲司様, 原子力政策担当室江
崎寛人様

[18]

2019/11/11 文部科学省大臣政務官青山周平様(計 6 名)

[19]

2019/12/16 文部科学大臣 萩生田光一様ご一行[20]

2019/12/18 内閣府特命担当大臣（クールジャパン戦略, 知的財産戦略, 科学技術政策, 宇宙政策）竹本直一様ご
一行

[21]

2019/12/20 外務省軍縮不拡散・科学部審議官加野幸司様ご一行

102

次世代PET研究報告書 2019 Report on PET Imaging Physics Research

3. 外部評価（表彰） Awards (7)
[1]
[2]

[3]

[4]

[5]

Han Gyu Kang, “韓国副首相・教育部長官賞を受賞しました,” 2019/3/20.
https://www.qst.go.jp/site/qms/22933.html
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yusuke Okumura, Mikio Suga, Naoki Kawachi, Kei Kamada, Katia Parodi, Taiga Yamaya,
第 117 回日本医学物理学会学術大会, President's Award Silver 受賞, 2019. ("Whole Gamma Imaging: Demonstration ofthe β+-γ Coincidence") https://www.qst.go.jp/site/qms/24218.html
赤松剛， “心臓用高感度 PET 装置の実現に向けた近接型検出器配置の基礎的検討,” 第 29 回日本心臓核医学会総会・学術大会 第 8 回学会賞技術部門賞受賞, 2019/7/13.
https://www.qst.go.jp/site/qms/28969.html
三好悠太, 栗田圭輔, 長尾悠人, 山口充孝, 鈴井伸郎, 尹永根, 石井里美, 河地有木, 日高功太, 吉田英治, 田久
創大, 田島英朗, 山谷泰賀, 日本土壌肥料学会 2019 年度静岡大会ポスター賞受賞, 2019. ("イチゴの種子は果実への炭素転流を駆動する")
Go Akamatsu, Han Gyu Kang, Sodai Takyu, 2019 IEEE NSS-MIC Trainee Grant, 500.00 GBP/each person

萩生田光一文部科学大臣がイメージング物理研究グループを視察されました(2019/12/16)。
The Minister of Education, Culture, Sports, Science and Technology, HAGIUDA Koichi visited the Imaging Physics Group.
https://www.qst.go.jp/soshiki/4/36499.html

竹本直一内閣府特命担当大臣がイメージング物理研究グループを視察されました(2019/12/18)。
The Minister of State, TAKEMOTO Naokazu, visited the Imaging Physics Group.
https://www.qst.go.jp/soshiki/4/36601.html

103次世代 PET 研究報告書 20192019 Report on PET Imaging Physics Research2020 年 1 ⽉ 18 ⽇刊⾏ (Publication on Jan. 18, 2020)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

©2020

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〒263-8555 千葉県千葉市稲⽑区⽳川４丁⽬９番１号
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