2015 Vol. 48 No.１

リレー講座

核医学技術の基礎「PET 装置による撮像原理」

和田康弘

WADA Yasuhiro《はじめに》の 処 理 の 際 に ま と め て 行 わ れ る 場 合 が 多 い。
PET-CT 装置では CT 画像を基に減弱補正を行う。

近年，PET 検査が普及し特に腫瘍の分野で多く用いられている。PET 画像は一般的に定量性

画 像 再 構 成 に は，SPECT 装 置 と 同 様 に FBPに優れていると言われ，画像のピクセル値は放射（filtered back projection）
法と ML-EM（maximum

能濃度である Bq/ml の単位であらわされる。こlikelihood – expectation maximization）
法を基にしれを基に放射能濃度を投与放射能と体重で正規化た ordered subset – expectation maximization 法

した SUV（standardized uptake value）
が臨床の（OS-EM法：iterative法，逐次近似法とも呼ばれる）現場ではよく用いられる。ここでは PET におけの２つの方法がある。

るデータ収集（スキャン），補正，画像再構成に関《データ収集》

して簡単に説明をする。

PET では消滅放射線と呼ばれる特殊なガンマ《データ収集から再構成画像を得るまでのデータ線を同時計測したものが収集データとなる。消滅処理の流れ》

放射線とはプラスの電荷をもつ電子（陽電子，ポ図１に収集データから再構成画像までの処理のジトロンと呼ぶ）と通常のマイナスの電荷をもつ流れを示す。図１中でランダム補正はデータ収集電子が合わさることにより発生するガンマ線（光時に行われ補正されたものが収集データとして保子とも呼ぶ）のことである。この光子は約180°対存される場合が多い。その他の補正は画像再構成向する方向に放出され，そのエネルギーはそれぞれ511 keV（電子の静止質量エネルギー）である１）。
PET では陽電子放出核種が計測可能であるが，計測されるガンマ線のエネルギーは核種に依存せず，すべて511 keV である。
約180°
対向する方向に放射された２つのガンマ線を別々の検出器で同時に検出することにより，２つの検出器を結ぶ直線上に線源があることがわかる。この直線を同時計測線と呼ぶ。１つの検出器に注目すると同時計測をした他方の検出器の方向からガンマ線が飛来したことがわかる。つまり同時計測では単なるカウントではなくガンマ線の図1

飛来方向の情報を含んでいる ２）。この為にコリ

PET における収集データから再構成画像までの処理の流れ。収集されたエミッションデータから再構成画像までには多くの補正がかかわっている。

理化学研究所〒650-0047

メータを使用する必要がなく，検出器に対して斜めの方向からのガンマ線も検出することができ高ライフサイエンス技術基盤研究センター

健康・病態科学研究チーム

兵庫県神戸市中央区港島6-7-3

TEL：078-304-7111

FAX：078-304-7112

E-mail：yasuwada@riken.jp

RIKEN Center for Life Science Technologies Pathophysiological and Health Science Team
─7─

臨床核医学い感度を得ることができる。
１つの線源から放出された２本のガンマ線を同時計測したカウントを真同時計数と呼び，これが線源分布（画像）の基データとなる。同時計測といっても実際の装置ではある有限の時間以下を同時としている為，同時計測されたカウントには，別々の線源から放射されたガンマ線のそれぞれ１本ずつが同時計測されたものも含まれる。このようなカウントを偶発同時計数（ランダム同時計数）と呼ぶ２）。偶発同時計数の同時計測上には実際に線源は存在せず，再構成画像中に虚偽の線源とし

図2

１つの検出器リング内で収集されたデータを同時計測線の投影角度毎にまとめたものがサイノグラムとなる。

図3

PET におけるカウントの種類を示す。偶発同時計数，散乱同時計数は再構成画像上に虚偽の線源をもたらし，画質劣化の要因となる。て現れ，画質や定量性劣化の要因になる。偶発同時計数は視野内の放射能２乗に，真同時計数は１乗に比例する（数え落としが無いとすると）。また体軸方向視野外の線源も偶発同時計数の原因になり，無視できない要素である。
多くの PET では検出器は円周上に配置され検出器リングを形成している。実際には体軸方向に複数の検出器リングを配置しているのでトンネル状に検出器が配置されているがここではわかりやすくするために１つの検出器リングで説明をする。
検出器リングの１つの検出器に注目すると同時計測線を定義できる検出器は自分自身を除くすべての検出器となる。図２に示すように平行な同時計測線を方向毎にグループ化し，縦軸に方向（投影角度）横軸に位置（投影位置）としたマトリクスに入 れ た も の が サ イ ノ グ ラ ム で あ り，一 般 的 に

計数はデータ収集時に補正（《各種補正》の中で述PET の収集データはこの形式で保存される。

べる）される場合が多い。PET で実際に収集されPET でも SPECT と同様に散乱が生じ散乱同時るデータはプロンプトと偶発同時計数である。そ計数として計測される。これも偶発同時計数と同

れぞれには放射線計測に伴う統計変動が含まれて様に再構成画像中に虚偽の線源として現れ，画質いる為に，その差である（散乱を含んだ）真同時計や定量性劣化の要因になる。この他に同時に３つ数 に は マ イ ナ ス の 値 が 含 ま れ る。こ の 点 は以上の検出器でガンマ線が検出されることもある

SPECT における計測と異なる点である。

が，このカウントは無視される場合が多い。また，同時計測を判定する前のガンマ線を検出したカウ《各種補正》

ントをシングルス計数と呼ぶ。図３に PET で取PET 画像は定量性が高い，つまり再構成画像り扱うカウントの種類を示す。厳密には同時計測中のピクセル値が高い正確度で放射能濃度（Bq/されたものをイベント，シングルス計数のようにml）の値として得られると言われている。そのた

単にガンマ線を計測したものをカウントと呼ぶが，めには PET では収集されたデータには図１に示

ここでは両者をカウントと称する。

すようにさまざまな補正が必要になる。これらの実際の同時計測のカウントには，真同時計数だ補正の中で偶発同時計数補正と減弱補正についてけでなく，偶発と散乱同時計数が含まれている。

説明をする。

この計数をプロンプト同時計数と呼び，これを画

図４は，PET で実際収集されるカウントの概像再構成しても正しい画像は得られない。散乱同念を示したものである。検出器①でガンマ線が検時計数は散乱補正によって取り除かれ，偶発同時出（カウント A）され，ある時間幅τ秒内に検出器─8─

2015 Vol. 48 No.１②でガンマ線（カウント B）が検出されたとする。
このτ秒を同時計測時間幅（coincidence timing
window ま た は coincidence time window ）と 呼びこれ以下を同時と定義する。カウント A と B はプロンプト同時計数となる。時間をτ秒後ろにずらしたτ～２τ秒の間に検出器②でカウント C が検出されたとすると，A と C とでの同時計数は，明らかに異なる線源から放出されたガンマ線の組でありこれは偶発同時計数である。τは３～15

図５nsec 程度に設定されている PET が多い。実際の星印で表された線源から検出器 A,B に向けてガンマ線が放射されたとし，検出器 A, B でそれぞれのガンマ線が計測される確率は図中右上の式で表される。同時計測では両方のガンマ線が検出される必要があり，その確率は図中右下の式で表せる。この式の中には線源の位置を表す d は含まれてなく，1つの同時計測線上にある線源は位置に依らず同じ減弱の影響を受ける。

スキャンではτ秒よりも十分に長い時間データ収集を行い，A-B や A-C のような組み合わせの同時計数を蓄積し，データ収集後に A-B（プロンプト同時計数）から A-C（偶発同時計数）を引き算して，散乱を含んだ真同時計数を求めている。これが一般的な偶発同時計数補正（ランダム補正）の方法である。この方式を delayed window 方式（遅延同時計数法）と呼ぶ

ンクのデータを用いて画像再構成を行うと線源弱

３）

係 数 の 分 布（ μ -map ）画 像 が 得 ら れ る。こ の μ，このため偶発同時計数を遅-map からも減弱補正データを求めるができる。

延同時計数と称する場合もある。

PET/CT では，CT 画像のピクセル値（HU 値）をPET でも SPECT と同様に減弱の影響を受ける。
同時計測では図５に示すように１つの同時計測線

511 keV のμ値に変換して減弱補正を行っている

上の線源がうける減弱の影響は線源の位置に依存５）６）しないという特性を有する。このため線源が被検る が MRI で は 骨 が 写 ら な い 為 に 5 1 1 keV の μ

者の体外にある場合でも，線源が体内にある場合-map を求める際にいろいろな工夫 ７）８）がされてと同じ減弱の影響を受ける。この特性を利用している。

。PET/MRI 装置でも同様の方法を用いてい事前に密封線源等を用いて PET 内に何も無い状

減弱とは，放射線が物体内を通過する際に受け態でスキャン（ブランク）を行い，被検者が PETる吸収（光電効果やコンプトン電子）とコンプトンに入った状態でおなじ密封線源を用いてスキャン散乱により，本来到達すべき検出器に到達せずに（トランスミッション）を行い，同時計測線毎のカ検出されない現象を示し９），散乱と関連している。

ウント率の比が減弱の影響となりその逆数が補正

散乱補正では減弱体による散乱をシミュレーショの係数となる

４）ンで求める方法もありその際に減弱補正データを。減弱補正は同時計測線（サイノ減弱体のデータとして用いている。

グラム上のピクセルに相当）毎にエミッション
データに補正係数を掛け算することで容易に行える。また CT と同様にトランスミッションとブラ《画像再構成》
PET における画像再構成も SPECT と同様に解析学を基とした filtered back projection（FBP）
法と統計的に最も尤もらしい線源の分布を求める
maximum likelihood - expectation maximization（ ML-EM ）法 を 基 に し た ordered subset expectation maximization（ OS-EM ）方 等 が あ る。
統計的な方法は解を得るには繰り返し計算が必要になるために iterative 法とも呼ばれている。そ図4

れぞれの方法の内容は多くの文献等10）11）12）に記載

PET で収集される同時計数の概念図を示す。実際に同時計測されるカウントはカウント A-B 間のプロンプト同時計数（真，散乱，ランダムが含まれる）とA-C のランダム同時計数の1種類である。

されているのでここでは省略する。
FBP 法ではフィルタとカットオフを設定する。
─9─

臨床核医学
これらの設定によって再構成画像の空間分解能がなることも考えられ，FDG 腫瘍検査の転移巣発主に影響を受ける。また収集データに含まれる統見という観点からは利点もあると思われる。

計変動の影響を再構成画像は強く受ける。再構成画像が低い空間分解能になるような設定では統計《おわりに》

変動は少なくなるが部分容積効果により画像の値

PET 装置による撮像原理としてデータ収集，は低くなる。画像上の統計変動によるノイズは空補正，画像再構成に関して概要といくつかのト間分解能と収集データの雑音等価計数（真，散乱，ピックスについて説明した。PET は定量性が高ランダム同時計数を考慮したカウント）に影響をいといわれているが，それは補正や画像再構成を受けるため，フィルタとカットオフの選択にはこ含めたデータ処理が適正に行われた場合のみであれらを考慮する。

る。このことを理解して使用することが大切である。

OS-EM法ではiterationとsubsetの数を指定する。

今回の内容が読者の皆様の理解の一助となれば複雑な線源分布の画像（高い空間周波数の成分が幸いである。

多い画像）であるほど正しいピクセルの値になるには多くの iteration 数が必要となる傾向があり，定量性のある画像を得るためには線源分布を考慮《参考文献》

して iteration 数や subset 数を決める必要がある。

１）Phelps ME. PET Physics, Instrumentation,

FDG の腫瘍検査での画像再構成条件は，日本核and Scanners. PET Molucular Imaging and医学技術学会から発行されている「がん FDG-

Its Biological Applications. Springer, New

PET/CT 撮像法ガイドライン ファントム試験マYork 2003; 5-8.

ニュアル」 に沿って決定していることが多い。

２）和田康弘．第４章 PET（PET/CT）
装置 , 核医

しかし，このファントムは FDG の腫瘍検査を模学技術総論．日本核医学技術学会編 , 山代印

13）したものなので，このガイドラインで決めた再構
成条件は「がん」「FDG」以外には適応できると

刷 , 京都2008; 111-114.
３）水田哲郎．第２章 PET，補正法，核医学画
像処理．日本核医学技術学会編，山代印刷，は限らないので注意が必要である。
FBP 法や OS-EM 法では再構成画像にスムージ

京都2010; 237-238.
４）Cherry SR, Sorenson JA, Phelps ME.

ングを post filter として加える場合もある。
近年の time of flight（TOF）を考慮に入れた画

Positron Emission Tomography. Physics in

像再構成が実用化されてきている 14）。TOF は同

Nuclear Medicine, Fourth Edition.

時計測で２つの検出器で計測される時間差の情報

ELSEVIER SAUNDERS, Philadelphia USA

を画像再構成で考慮するものである。TOF を用

2012; 338-339.

いない場合には同時計測線上に同じ確率で線源が５）Burger C, Goerres G, Schoenes S, et al. PET

存在するとするが，TOF では線源の存在確率がattenuation coefficients from CT images:

時間差に応じた位置を中心に広がるとして画像再experimental evaluation of the transformation

構成を行う。この方法により線源を中心とした統of CT into PET 511-keV attenuation coefficients.

計ノイズの拡がりが抑えられる。大きな体の被検

Eur J Nucl Med 2002; 29; 922-927.
６）四月朔日聖一．PET と PET/CT における減者程その効果は大きいと考えられる。
OS-EM 法にはノーマライズ（同時計測線毎の感度補正），減 弱 補 正，散 乱 補 正，point spread

弱補正法の基礎と有用性．日本放射線技術学会誌

2006; 62; 797-803．

function（PSF）
補正等を組み入れることが可能で７）Disselhorst JA, Bezrukov I, Kolb A, et al.

あり，実用化されてきている。しかし，この画像

Principles of PET/MR imaging. J Nucl Med

再構成15）ではエッジ部分の強調や，小さな線源の2014; 55: ２s-10s.

値が実際よりも大きくなる等の問題もあり定量性

８）Hofmann M, Steinke F, Scheel V et al. MRI-には注意をはらう必要がある。しかしながら，あbased attenuation correction for PET/MRI:

くまでも個人的な意見であるが，PSF 補正を含め

A novel approch combining pattern

た再構成画像では小さな異常集積を発見しやすく

recognition and atlas registration. J Nucl─ 10 ─2015 Vol. 48 No.１
2002; 34: 1014-1018.

Med 2008; 49: 1875-1883.
９）仁井田秀治．第１章 SPECT，補正法，核医13）福喜多博義，林万寿夫，鈴木一史，他．がん学画像処理．日本核医学技術学会編，山代印

FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン．核医学

刷，京都2010; 170-171．

技術 2009; 別冊．

10）竹中賢一．第２章画像再構成，フィルタ補正14）Karp JS, Surti S, Daube-Witherspoon ME,逆投影法，核医学画像処理．日本核医学技術

et al. Benefit of time-of-flight in PET:学会編，山代印刷，京都2010; 32-37.

Experimental and clinical results. J Nucl11）高橋康幸．第２章画像再構成，逐次近似法，核医学画像処理．日本核医学技術学会編，山Med 2008; 49: 492-470.
15）Tong A, Alessio AM, Thielemans K, et al.
Properties and mitigation of edge artifacts

代印刷，京都2010; 37-45.
12）尾川浩一．SPECT における画像劣化とその補 正（ ５ ）画 像 再 構 成．映 像 情 報 medical

─ 11 ─in PSF-based PET reconstruction. IEEETrans Nucl Sci 2011; 58: 2264-2275.