日本放射線技術学会

第 72 回

総会学術大会

専門講座

後抄録

核医学検査に用いる装置の基礎
Basic Lecture of an Imaging Device in Nuclear Medicine

株式会社東芝メディカルシステムズ

本村信篤

核医学検査に使用する画像撮影装置、「SPECT による定量測定は不可能」と言われすなわちガンマカメラ（SPECT）と PETていた。現在は散乱、減弱、位置分解能の補正の基礎技術について概説した。CT、MRI、法が確立し、また SPECT-CT 装置の普及によUS などと異なり、自身で測定用エネルギり、定量 SPECT が日常臨床で使われるまでにーを発しないため、画像作成には不利な至っている。しかし、SPECT 定量測定に関わ条件を持つのが核医学装置である。

る補正に関し、そのアルゴリズムを正しく理解

ガンマカメラ（SPECT）は、現在においてし、補正精度、過補正のリスクなどを認識した

撮影手法の主流は Anger 方式である。

上で使用する必要がある。注意すべきは「逐次Anger 方式は大サイズのシンチレータと近似処理に組み込まれている」とブラックボッ

複数本の光電子増倍管の組合せで、入射クス的に補正機能が搭載され、使用者が中身をガンマ線の位置、エネルギーを測定する。

理解・検証することなく受入れている場合であ

近年、半導体を用いたピクセル型の検出る。SPECT 技術を正しく用いるため、機器メ器が登場している。ピクセル型はピクセーカが必要な情報を提供するとともにユーザルサイズが検出器（固有）位置分解能とは理解を深める取組みが必要であると思われほぼ一致し、Anger 方式より位置分解能る。の向上が期待できる。特にコリメータがPET に関し、その性能はシンチレータによ

被検体に近接するプラナー収集では、画るところが大きい。ガンマ線の阻止能、発光量、質向上が期待できる。しかし SPECT 撮影発光時間などのシンチレータ性能である。近年においては注意が必要である。コリメー

は Time-of-Flight（TOF）機能をもつ装置が登タが被検体から離れると位置分解能はコ場している。TOF は「投影の線積分データかリメータでほぼ決定され、検出器（固有）らの画像再構成」との従来からの断層画像作成

位置分解能の寄与は少ない。また感度にアルゴリズムと一線を画す手法である。TOF

ついても、半導体自体が直接に感度向上

により「投影線上の特定の位置に信号源が存在を実現する訳ではない。半導体による画する」との情報が付加され、その結果、感度向質向上は、高い自由度の検出器配置によ上と同等の効果（S/N 向上など）があり、またり特定臓器（心臓など）のみに対象視野補正データの不完全性（トランケーション、位を絞る（視野を小さくする）撮影を行う置ずれなど）の影響を受け難いことも検証されためである。Anger 方式でもファンビーている。

ムコリメータにより類似した効果を出し最後に、JIRA が推奨する装置の性能測定法ている。

について紹介した。米国の規格でありながら実SPECT の定量測定に関し、20 年程前は質的な世界標準規格である NEMA は 5 年ごと
16日本放射線技術学会

第 72 回総会学術大会に改定を行っている。2007 年と 2012 年の違いの中で特筆すべきは「ピクセル型検出器に対する均一性の評価方法」である。JIRA が制定する JESRA は NEMA に準じた内容としている。IEC 規格は NEMA、JESRA と異なる項目が多い。PET と同様の定量性評価を SPECTに求めている。性能評価法については、最新技術を適切に反映できるよう、今後も取組む必要がある。

17専門講座後抄録

ガンマカメラ（SPECT）の測定原理

ピクセル型検出器の特⻑１：固有位置分解能＜－
検出器素子の大きさ ＝ 固有位置分解能

画像表示

位置計算回路素子の大きさ光電子増倍管離散シンチレータ
Countss

コリメータ
コリメタ

アンガー

ガンマ線
集積したRI
Position

放射性同位元素(RI)で標識した薬剤

画像⽐較（プラナー画像）
アンガー型

ピクセル型検出器の特⻑２：⼩型化

ピクセル型（1.6mm角）

アンガー型

ピクセル型

測定対象（視野）を限定した検出器の配置、動きが可能⇒感度の向上＊検出器（コリメータ）をファントムに接した位置で撮影したプラナー画像

SPECTシステムとしての性能

SPECT回転半径（mm)

1400
1200

B

A

1000

CdTe（ピクセル型）
NaI（アンガー型）

counts

固有位置分解能2 mm（ピクセル型）
4 mm（アンガー型）

Cold Spotはコントラストが低下する

感度Tc-999m検出感度（％)

総合位
位置分解能（mm)

位置分解能

逐次近似法（EM法）の特徴 １

800

FBP

600

OSEM
(Itr 2, Subset 10)
OSEM(Itr 10, Subset 10)400

検出器厚（mm)

200

・SPECT回転半径では、総合位置分解能の差は小さくなる
・検出器の厚さはTc-99mで感度90%に設定され、感度は同じになる

0A＊感度の向上は、小型化（自由な配置）による限定FOVの実現による-200

18positionB散乱線補正減弱補正

逐次近似の過程で、散乱線の推定成分は固定の場合⇒逐次近似に組み込んでも、結果は同じ散乱線補正なし

数値ファントム（心筋）

散乱線補正後にOSEM再構成OSEM再構成に散乱線補正を組み込む

補正なし

Sorenson

Chang

Iterative
Chang

データ提供： 国⽴循環器病研究センター

位置分解能補正

OS-EM

逐次近似法での注意点：過補正
心筋ファントム（心筋部の厚さ=10mm）

線条体ファントムによる評価
3D OSEM

FBP

補正なし
補なA

B

CA

B

他社

抑制ボケ補正抑制ボケ補

理論ボケ補正

B

A

FBP

東芝

理論ボケ補正：7mm@FWHM

C

抑制ボケ補正：12mm@FWHM

FBP
3D OSEM

3DOSEM
A

B
Position

補正なし：17mm@FWHM

B

A

C

PETの測定原理

PET⽤シンチレータの性能
特性密度（g/cm3）
感度 実効原⼦番号
平均⾶程（mm）

2つの検出器で、ガンマ線の同時(同じ時間窓に入る)測定を行う
Positron Emitter(Radio Nuclide)

BGO
7.1375
10.4

GSO
6.71
59
14.9

発光量（光⼦/MeV）

820010000 30000 38000

計数率 発光減衰時間（ns）
時間分解能

3006040230No
Yes
480
2.15NoNo
430
1.85

No
Yes
420
1.82

YesNo410
1.85

位置分解能

511keV Photon

エネルギ分解能LSO7.4065
11.5NaI(Tl)3.67
5128.8

時間分解能

PositronElectron
511keV Photon

潮解性頑丈さ
発光波⻑（nm）
発光反射係数19

感度：平均⾶程から算出した検出効率

エネルギー分解能：発光量による影響
1.20

検出出効率（感度）1.0Needle
20 cm Phantom

1.00

0.8

0.80
0.60

0.6

0.2
0.00.40

BGO
GSO
LSO
NaI(Tl)0.40102030

0.20
0.00
0100

ｼﾝﾁﾚｰﾀ
BGO
GSO
LSO

40

シンチレータ厚（mm）
理想的（低計数率で数え落としがない）状況では、感度は平均飛程（阻止能）とシンチレータ厚で決まる

200

300

400
Energy500

発光量（光子/MeV）
8200
10000
30000

600

700

800

ｴﾈﾙｷﾞ分解能
9.4%
8.5%
4.9%

LSOはガンマ線エネルギーと発光量の直線性が弱いため、エネルギー分解能は（発光量の多さ程）良くない。

時間分解能:発光量、減衰時間による影響

TOF(Time-of-Flight)
2つの消滅放射線が検出器に到達する時間差から対消滅が発⽣した位置を推定する技術
LORごとに時間差を記録したリストモード収集データを使ったML-EM再構成

出力
しきい値

Time

Time

入射時間分解能は、発光量、時間減衰に依存する

TOFによるPET画像の⾼画質化
TOF-on vs –off (JP delivery protocol)

TOF vs. Non-TOF

TOFを⽤いることでコントラストが向上

収集時間を2.5倍にしてもTOFのほうが⾼画質⇒ 感度だけではなくTOF性能も考慮することが必要TOF, 120sec/bed

Non-TOF, 300sec/bed

BG;5.30kBq/ml, Hot:BG=4:1
Iter;3, Sub;10, Gaussian 5mm

BG;5.30kBq/ml, Hot:BG=4:1
Iter;2, Sub;20, Gaussian 5mm

TOF

Iter:2, Sub:10, G:6mm
89.5kg , 3.7MBq/kg相当, 120sec/bed相当, SUV 0-520

Non-TOF

Iter:2, Sub:20, G:6mm
データ提供： Steinberg Diagnostic Medical Imaging Centers

CTとPETの撮影位置のズレ
CT部

PETの⾃由呼吸と呼気息⽌め

PET部

CT部

PET部

天板移動方式：天板ダレにより、CTとPETで撮影位置がずれる
CT部

PET部

CT部

PET部

自由呼吸

呼気息止め

寝台移動方式：天板ダレでも、CTとPETの撮影位置は同じ

データ提供：横浜市立大学附属病院

NEMA： 2007と2012の違い

IECのみの規格（NEMA、JESRAとの違い）

 計数率特性 SPECT画質評価

 銅板を使った⽅法

 PETと同じファントム（現在、審議中の版にて）• ピクセル（離散）型検出器など⾼計数率（1Mcps以上）⽤

 計数率測定 固有均⼀性 コリメータ付き（散乱体あり）での測定のみ

 ピクセル（離散）型検出器⽤に「不感ピクセル」「不感領域」の概念を導⼊• 実施困難で、「散乱体なし」測定法の追加を要請するが、受⼊れられず。

 エネルギー分解能
 エネルギー/チャンネル校正⽤にCo-57以外の核種が使⽤可能。但しTlエネルギ /チャンネル校正⽤にC 57以外の核種が使⽤可能 但しTl201はダメ ファントムサイズ
 ⼩視野、Focusコリメータ対応• 専⽤機（特に⼼臓）への対応

NEMA NU1 2007と2012の違い

IECのみの規格（NEMA、JESRAとの違い）

 固有均⼀性 SPECT画質評価

 ピクセル型検出器⽤に「不感ピクセル」「不感かたまり率」の概念を導⼊

 PETと同じ評価⽅法○不感ピクセル数（Defective pixels）
動作していないピクセルの数○不感のかたまり率（Fraction of defective clusters）
不感ピクセルを中心に5x5ピクセル範囲を設定
この範囲内に他の不感ピクセルあれば、Wj=1
他の不感ピクセルなければ、Wｊ=013mm
17mm

10mm
37mm
28mm

22mm
IEC 61675 Ed2.0 （改定中）より引用（一部改変）
NEMA NU 1-2012 Performance Measurements of Gamma Camerasより引用（一部改変）

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