QST-R-22

次世代ＰＥＴ
研究報告書2021

2021 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 量⼦医科学研究所
Institute for Quantum Medical Science,
National Institutes for Quantum 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2021

Imaging Physics Group:
Research action report 2021

田中栄一先生 ありがとうございました。

Dr. Eiichi Tanaka 1927-2021

次世代PET技術の実用化研究

Practical application of next generation
PET technologies

山谷 泰賀
Taiga Yamaya

1

13

赤松 剛
Go Akamatsu

次世代の頭部専用PETが実用化へカウントダウ Countdown to the commercialization of theン！
next generation of brain-dedicated PET!

15

21

ヘルメット型頭部専用PETで脳幹神経核を描出

Small brain nuclei identification using
helmet-type PET in healthy volunteers

高橋 美和子Miwako Takahashi

25

マーカーレス頭部PET体動補正法の開発

Marker-less motion correction for brain
PET

岩男 悠真
Yuma Iwao

31

量子PET

Quantum PET

田久 創大
Sodai Takyu

35

WGI4号試作機のシミュレーション設計

Design and simulation of the 4 th WGIprototype菊地 智也
Tomoya Kikuchi

41

WGIイベント選択法

Event selection method for WGI

仁科 匠
Takumi Nishina

45

次世代小動物PETの開発

Development of novel small animal PET
scanners

カン ハンギュHan Gyu Kang49

重粒子マイクロビームのPETイメージング

PET imaging of heavy ion micro-beams

田島 英朗
Hideaki Tashima53

腫瘍病理状態と
生物学的洗い出し速度の関係

Biological washout rate reflects tumor
vascular status

寅松 千枝
Chie Toramatsu

57

4層DOI検出器の最適化

Optimization of the 4-layer DOI detector

稲玉 直子
Naoko Inadama

61

４層DOI検出器へのレーザー加工の応用

Development of a four-layer DOI detector
using crystal bars segmented by a laser

モハマディ アクラム
Akram Mohammadi

65

CLS PET検出器の改良

Performance improvement of CLS PET
detector

吉田 英治
Eiji Yoshida69

SiPMを用いたTOF-PET 検出器の基礎的研究

An analysis of the TOF-PET detector using
SiPM

清川 実穂
Miho Kiyokawa

73

医用半導体放射線検出器の開発

Semiconductor detectors for medical
applications

錦戸 文彦
Fumihiko Nishikido

77鉗子型ミニPETの感度分布のシミュレーション

Sensitivity simulation of the forceps-typemini-PET

大橋 遼太郎Ryotaro Ohashi

81

イメージング物理研究グループ
研究業績2021

Achievements of
Imaging Physics Group in 2021

85

次世代PET研究報告書 2021 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 2021
Imaging Physics Group: Research action report 2021
⼭⾕ 泰賀 グループリーダー
Taiga Yamaya, Group Leader(On behalf of the Imaging Physics Group)
Introduction

はじめにたとえ⽣体深部のピコ mol オーダーの微量物質で A quantitative imaging method of a tiny amount of biomarker –even though it is pico-mol order and deeply seated –is possible
あっても、バイオマーカーの分布を定量的に画像化
using positron emission tomography (PET). PET is essential
できる。これが PET であり、いまやがん診断に⽋か
not only for cancer diagnosis but also for elucidation of
せない。PET による病態解明も進んでいる。例えば、 illnesses. A good example is the elucidation of dementia, in
これまで死後脳でしか分からなかったアミロイドβ which postmortem brain pathology had been the only method.
の沈着を認知症発症前から調べることができるよう However, PET has enabled imaging of amyloid plaques from avery early stage, which has resulted in a better understandingになり、認知症の解明が⼤きく進んだ。
of the mechanisms of Alzheimer’s disease.

⼀⽅で、PET でできるようになったことを、MRIや⾎液診断など放射線を使わない⽅法で代替しようとする研究も盛んである。つまり、PET はお⼿本ということであり、常に追われる⽴場にある核医学は進化しつづける必要がある。

On the other hand, recently, research on MRI and liquid biopsy
which aims to replace PET has been actively conducted. In
other words, PET can be a gold standard in many studies, andnuclear medicine, which is constantly being advanced,
continues to evolve.

このような背景のもと、イメージング物理研究グ Therefore, the Imaging Physics Group (IPG) is developing
ループは次世代の PET 装置の開発に取り組んでい novel technologies for the next generation PET imaging. Our
2021 progress is briefly reported in this article.
る。本稿では、2021 年度の成果について概説する。

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

1

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Helmet-type PET finally commercialized

ヘルメット型 PET がついに製品化

微量物質のセンシングという点で圧倒的感度を誇 PET has extremely high sensitivity in principle in terms ofsensing trace substance, but in practice more than 95% of the
る PET だが、実は体から放出された放射線の 95%以
gamma-rays emitted from a patient body are undetectable.
上は検出できていない。検出効率の改善がもたらす
Improvement of the detection efficiency will bring a lot of
メリットは、病変検出能向上、検査時間短縮、検査コ advantages such as improved lesion detectability, reduced
スト削減、被ばく量低減など多数あり、デメリットは scan time, reduced costs and reduced radiation exposure, andひとつもない。そこで、PET 装置開発のトレンドは、 there will be no disadvantages. Therefore, extension of the
2m ⻑を誇る Total-body PET に代表されるような検 axial length of the scanner is a trend in PET development, andthe total-body PET, a 2 m-long PET, is a representative
出器の体軸⻑の延⻑である。
example.

放射線検出効率向上と同じ効果を間接的に発揮す
Time-of-flight (TOF) PET can improve image quality, the effect
るのが、time-of-flight (TOF) PET であり、TOF 時間 of which is considered similar to that of detection efficiency
分解能改善の研究もホットトピックである。実際に、 improvement. Therefore, development of fast timing detectors
核医学物理の世界最⼤学会である IEEE Medical is a hot topic worldwide. In fact, 10 % of the 515 abstracts
Imaging Conference の 2021 年⼤会の 515 演題のう submitted to the 2021 IEEE Medical Imaging Conference wereabout TOF.
ち、約 10%が TOF に関する内容であった。
Attention also has been paid to the development of organ-

⽤途を頭部診断⽤に限れば、少ない検出器数でも検出効率を⾼めることができるだろう。我々は、ヘルメット型を特徴とする TOF-PET の開発を 7 年間に渡り進め、ついに 2022 年 1 ⽉に株式会社アトック
スより「Vrain」として製品化に⾄った。

dedicated or application-specific PET systems because
sensitivity improvement is possible without increasing thenumber of detectors. IPG worked 7 years for the developmentof a brain-dedicated PET system, which was commercialized
by ATOX Co., Ltd. at the end of 2021 with the product name of“Vrain”.

ただでさえ規制の強い医療機器分野の中で、核医学診断機器の市場規模は限られていると⾔わざるを得ない。ヘルメット型 PET の実⽤化は、アカデミアの研究成果が実⽤化に繋がりにくい現状を打破する
貴重な成功例となった（⾚松剛, p. 15、⾼橋美和⼦,
p. 25、岩男悠真, p. 31）。

It must be said that the market size for nuclear medicine
equipment is limited in the field of medical equipment, which isalready highly regulated. The commercialization of Vrain
represents a successful example of overcoming the current
situation in which academic research results seldom reachpractical application (Go Akamatsu, p. 15, Miwako Takahashi,
p. 25, Yuma Iwao, p. 31).

Figure 2 The helmet-type PET was finally commercialized by ATOX Co., Ltd. as “Vrain”. The comparison of healthy volunteer
images demonstrates imaging performance improved by the state-of-the-art time-of-flight detector technology.

2

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

A new program pioneers Quantum Nuclear Medicine

QST 未来ラボが始動、量⼦核医学の開拓へ

第三の感度改善の⽅法として提案したのが、whole Whole gamma imaging (WGI) was proposed as the third
method for improving sensitivity. This is our original concept of
gamma imaging（WGI）である。これは、計測可能
utilizing all detectable gamma rays for diagnosis, and will be
なすべての放射線を診断に活かすという独⾃コンセ
realized by combining a Compton camera with PET. However,
プトであり、コンプトンカメラの機能を PET に融合 since the spatial resolution of Compton cameras deteriorates
することで実現を図る。しかし、コンプトンカメラは in proportion to the detector distance, it is essential to improve
検出器距離に⽐例して解像度が劣化してしまうた the detector performance in order to expand WGI to human
め、ヒトサイズに拡⼤するためには検出器の改良が size. Fortunately, Japan, which is strong in the field of high
不可⽋である。幸い、⾼エネルギ物理分野に強い⽇本 energy physics, has a track record of developing a variety ofCompton cameras. Therefore, the QST Advanced Study
では、多種多様なコンプトンカメラの開発実績があLaboratory “Quantum Nuclear Medicine Imaging Coreる。そこで、技術交流拠点として、QST 未来ラボ「量 Creation Group” was launched in IPG for technology
⼦核医学イメージング研究開発拠点」を⽴ち上げた。 exchange.
PET は評価⽅法が規定されているが、コンプトン An evaluation method for PET is standardized, but there is no
カメラの評価法はまだ存在しない。そこで今年度は、 such standard for Compton cameras yet. Therefore, this year,
コンプトンカメラの性能評価⽅法を規定し、専⽤の we specified a performance evaluation method for Compton
cameras, and developed dedicated phantoms (Go Akamatsu,
ファントムを開発した（⾚松剛, p. 15）。並⾏して、
p. 15). In addition, the next generation WGI systems wereWGI 改良機の設計に向けた計算機シミュレーション
designed through numerical simulation (Tomoya Kikuchi, p. 41,を実施した（菊地智也, p. 41、仁科匠, p. 45）。
Takumi Nishina, p. 45).
WGI は、γ線と陽電⼦の両⽅を放出するようなめ WGI spotlights unusual nuclides that emit both gamma rays
ずらしい核種にスポットライトを当てる。1 つ⽬は、 and positrons. The first one is zirconium (Zr)-89, which emits
陽電⼦よりも約 4 倍⾼い頻度で 909keVγ線を放出 909 keV gamma rays about four times more frequently thanするジルコニウム（Zr）-89 であり、WGI コンセプ positron decay, and is expected to bring out the potential of“whole gamma imaging”. The second one is scandium (Sc)-44,
トによる感度向上が期待される。2 つ⽬が、陽電⼦放
which emits 1157 keV gamma rays at the same time as
出と同時に 1157keVγ線を放出するスカンジウム positron emission, and is expected to enable our new concept（Sc）-44 である。スピンが平⾏な陽電⼦と電⼦は of “quantum PET (Q-PET)” (Sodai Takyu, p. 35). It is known
対消滅までに少し時間がかかる（⽣体中で数ナノ秒） that the pair of a positron and an electron whose spins are
ことが知られているが、我々はこの陽電⼦寿命を新 parallel tends to have a longer lifetime (several nanoseconds
たなバイオマーカーとして利⽤する「量⼦ PET」を in the body), which means it can be used as a new biomarker.
Nuclear medicine diagnosis is about to evolve into "quantum
提案した（⽥久創⼤, p. 35）。核医学診断は、複雑なnuclear medicine" that makes full use of complicated decay
壊変系列やスピンに着⽬し複数のセンサーで診断すchains and spin information for better diagnoses with multiple
る「量⼦核医学」へ進化しようとしている。
sensors.

Figure 3 The QST Advanced Study Lab program, which aims to characterize various Compton cameras, will contribute torealization of WGI and establishment of “quantum nuclear medicine”.

3

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DOI 検出器の進化と実⽤化

Evolution and practical use of DOI detectors

次世代の PET 検出器開発競争は世界的に熱い。 Detector development for the next generation PET is a hot
我 々 は 、 感 度 と 解 像 度 を 両 ⽴ す る depth-of- topic worldwide. We are developing novel depth-of-interaction
interaction (DOI)検出器の技術⾰新を進めると共に、 (DOI) detectors which improve both spatial resolution and
TOF 時間分解能の改善にも取り組んでいる。TOF- sensitivity. In addition, improvement of timing response of
detectors is also important for better TOF-PET performance. In
PET は、同時計数の際の時間差から位置情報を得る
TOF-PET, the source position can be localized by the arrival
⽅法であり、例えば 300ps の TOF 分解能は 4.5cm
time difference between two 511 keV photons. For example,の位置分解能に相当する。
300 ps TOF resolution corresponds to 4.5 cm spatial

DOI 検出器については、4 層 DOI 検出器の改良を resolution.
⾏った（稲⽟直⼦, p. 61、Akram Mohammadi, p. 65）。 This year, we improved our original 4-layer DOI detector
また、TOF 検出器については、シンチレーション検 (Naoko Inadama, p. 61, Akram Mohammadi, p. 65). Also, in
出器ベースの研究（清川実穂, p. 73）に加えて、チェ addition to a basic study for TOF scintillation detectors (Miho
レンコフ発光を利⽤するハイブリッド半導体検出器 Kiyokawa, p. 73), we continued the development of a hybridの開発を続けている（錦⼾⽂彦, p. 77）。
semiconductor detector with Cherenkov photon detection(Fumihiko Nishikido, p. 77).

DOI 検出器はシンチレータ内での光路が複雑になるため、TOF 性能との両⽴は容易ではない。これに挑戦しているのが crosshair light sharing (CLS)検出器である。2 本の棒状シンチレータの上部を光学結合することで U 字型の光路を作り、下部の 2 か所の光出⼝は独⽴した受光素⼦ピクセルで読み出すようにした。1.5mm のシンチレータ幅は、受光素⼦ピクセルの半分であり、ひとつの受光素⼦ピクセルで、4つの異なるＵ字の光出⼝の⽚側をカバーするようにしている（吉⽥英治, p. 69）。今年度は、CLS 検出器を搭載した実⽤⼩動物 PET 装置の開発に成功した。
また、CLS 検出器の応⽤として、対向型の乳房専⽤
PET 装置の試作を⾏った（⾚松剛, p. 15）。

Generally, DOI detectors, in which light paths can becomplicated, have been considered to have poor TOF
resolution. Development of the crosshair light sharing (CLS)
detector is our work to challenge solving this issue. The top
parts of two crystal bars were optically glued to form a U-shapelight path, and two bottom light outputs were read out by two
different photodetector cells. The crystal pitch of 1.5 mm washalf the photodetector cell size, and each photodetector cellcovered four outputs of different U-shape crystal units (Eiji
Yoshida, p. 69). This year, as demonstrators of the CLS
detector, a practical, completed small animal PET system anda bench-top dual-head system of breast dedicated PET weredeveloped (Go Akamatsu, p. 15).

Figure 4 A conceptual drawing of the crosshair light sharing (CLS) detector, in which both ends of U-shaped scintillators are
optically coupled to different pixels of a photodetector array (a). In 2021, a multi-purpose demonstrator (CLS-PET) (b) and abench-top prototype of the breast-dedicated PET with the round-edge geometry (c) were developed with the CLS detectors.

4

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PET の治療応⽤

Toward PET-guided therapy

昨年度開発した最⼤感度 16.7%を誇る total-bodysmall animal (TBS) PET については、今年、ラット撮像に成功した（Han Gyu Kang, p. 49）。現在、絞った重粒⼦線ビームを使った動物実験において、TBSPET をビーム位置決め検証⽤に応⽤する試験を進めている（⽥島英朗, p. 53）。具体的には、ビーム照射
により体内でわずかに⽣成される陽電⼦放出核種をPET で画像化する。

The total-body small animal (TBS) PET with extreme highsensitivity of 16.7%, which was developed last year, wassuccessfully applied to rat imaging this year (Han Gyu Kang,
p. 49). Currently, we are transferring TBS-PET to a new
application of in-situ beam monitoring in animal experimentswith a focused carbon ion beam (Hideaki Tashima, p. 53). The
TBS-PET can visualize weak activity distribution of positron
emitters to be produced through fragmentation reaction.
Positron emitters produced in the body are also affected by the

体内で⽣成された陽電⼦放出核種は⽣物学的洗い出しの影響を受けるが、逆にこれをバイオマーカーとして活⽤できる可能性がある。今年は、腫瘍モデル
ラットへの重粒⼦線照射実験において、時系列のPET 画像から腫瘍病態状態の違いを区別できる可能性を⽰した（寅松千枝, p. 57）。

biological washout, but on the contrary, the washout may be
used as a new biomarker. This year, in a carbon ion beamirradiation experiment on tumor model rats, we showed thefeasibility of distinguishing differences in tumor pathologicalconditions from dynamic PET images (Chie Toramatsu, p. 57).
Realization of intraoperative PET is expected even in surgicaltreatment. Surgery for esophageal cancer, which emphasizes

外科治療でも術中 PET への期待は⼤きい。⾷道がんの⼿術では、根治性を重視し、転移の可能性のある周辺のリンパ節はすべて郭清する。もし術中に個々のリンパ節毎に転移有無を確認できるようになると、郭清範囲を最⼩化でき合併症を⼤幅に減らせると期待される。そこで、術前に投与する FDG を⼿掛かりに、鉗⼦状の検出器でリンパ節転移の有無を確認する鉗⼦型ミニ PET の開発を昨年開始した。今年は、試作機開発と並⾏して、計算機シミュレーション
により定量性を検証した（⼤橋遼太郎, p. 81）。

curability, usually dissects all surrounding lymph nodes that
may metastasize. If the presence or absence of metastasis canbe confirmed for each individual lymph node during surgery
with FDG injection, the dissection range can be minimized andcomplications would be significantly reduced. Therefore, lastyear, we started the development of a forceps-type mini PET
for intraoperative metastasis diagnosis of lymph nodes. This
year, in parallel with prototyping, we carried out a simulation
study to verify quantification performance (Ryotaro Ohashi, p.
81).

Figure 5 Imaging demonstration of the developed total-body small animal (TBS) PET (left) and computer simulation of theforceps-type mini PET prototype for characterization (right).

5

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国際学会 IEEE NSS-MIC2021 を終えてIEEE NSS-MIC2021 finished⽇本初開催の IEEE Nuclear Science Symposiumand Medical Imaging Conference 2021 年⼤会（2021
年 10 ⽉ 16 ⽇〜23 ⽇）は、残念ながら完全バーチャ
ル開催となったが、40 カ国から 1133 件の演題が集まり、成功裡に終了した。いつでもどこにいても視聴できるのはウェブ学会ならではのメリットであり、プレナリーセッションは今でも⼀般公開されている（https://nssmic.ieee.org/2021/）。⽇本からは、若⼿の発表も含め、意欲的な新しい研究発表が⽬⽴った。⽇本旅⾏を楽しみにしていた海外参加者も多かったことだろう。2025 年にもう⼀度横浜で開催することが決まった。研究中の未来技術が 4 年後にどこまで具現化できているか、楽しみである。

IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging
Conference (NSS-MIC) 2021 (October 16-23, 2021), which
was originally planned for Yokohama as the first IEEE NSSMIC to be held in Japan, was a successful virtual conferencewith 1133 abstracts submitted from 40 countries. Accessibility(anytime and anyplace) was a unique advantage of a virtual
conference, and the recorded video of the plenary sessions isstill available on-line to the public (nssmic.ieee.org/2021/).
From Japanese groups, excellent presentations full oforiginality stood out as well as presentations by motivatedyoung researchers from other countries. As many overseas
participants had been looking forward to visiting Japan, it has
been decided to hold the conference in Yokohama in 2025.
Let’s see how many future technologies currently being
researched will be realized in the next four years.

Figure 6 A screen shot of the opening speech at the IEEE MIC2021 (left) and a backyard scene (right). Dr. Iwao Kanno (second
from the right) gave an excellent plenary talk entitled “PET: from annihilation detection to quantitative biological images”.

Conclusion

まとめ

核医学はまだまだ進化すると確信しているが、な Current nuclear medicine is in the midst of evolution, but it isalso true that it tends to cost a lot. In short, nuclear medicine isにかとコストがかかるのも事実であろう。端的にいessential to save lives, but it is difficult to ensure development
うと、命を救える⽅法だが、もうかりにくい（投資をof the equipment for it makes money (it is hard to encourage
受けにくい）分野ということである。我々の挑戦は、 investors to take the investment risks). Our challenge,
すなわち、基礎研究成果が社会実装に繋がりにくい therefore, is to break through the current situation where basic
現状の打破であり、独創的アイデアで、病気で困らな research results are unlikely to lead to clinical practice. We
い未来を⼀⽇でも早く実現することを⽬指したい。 believe our original ideas can promote realization of a future inwhich early detection and early treatment of illnesses become
practical.

6

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research2021 年度 イメージング物理研究グループ まとめ
メンバー（50 音順, 敬称略）
赤松 剛
稲玉 直子
岩男 悠真
小畠 藤乃
高橋 美和子
田久 創大
田島 英朗
寅松 千枝
錦戸 文彦
仁科 匠
山谷 泰賀
吉田 英治
脇坂 秀克
Kang, Han Gyu
Md Shahadat Hossain Akram
Mohammadi, Akram
大野
齋藤
田中

石川 大洋
大橋 遼太郎
菊地 智也
清川 実穂
佐竹 大樹

職員
研究員
主幹研究員 (短時間)
研究員 (短時間)
技術員 (短時間)
主幹研究員
研究員
主幹研究員 (定年制), 6 月まで主任
主任研究員 (短時間), 4 月退職
主任研究員
QST リサーチアシスタント
グループリーダー (定年制)
主幹研究員 (定年制)
主任技術員
研究員
主任研究員 (短時間)
主任研究員
事務担当 (短時間)
事務担当 (短時間)
事務担当 (短時間), 広報担当

1

佐藤雅昭 （東大医学部）

2

菅 幹生 （千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ）

3
4
5
6
7

高田英治 （富山高専）
高橋浩之・島添健次 (東大)
公益社団法人日本アイソトープ協会
樋口幹雄 (北大)
福永雅喜 （生理学研究所）

8

山谷泰賀・羽石秀昭 （千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ）

10

Katia Parodi, Peter Thirolf（ミュンヘン大学）
Mitra Safavi-Naeini （ANSTO）

共同研究契約共同研究先（50 音順、敬称略）
1
株式会社アトックス
2
3
4

協力研究員
未来イメージング株式会社
株式会社アトックス
東京工業大学株式会社アトックス
東北大学
株式会社アトックス
東京大学
東京大学
千葉大学
富山高等専門学校
株式会社アトックス
株式会社アトックス
東京女子医科大学
株式会社アトックス
北里大学
千葉大学
名古屋大学
富山高等専門学校
株式会社アトックス
東北大学

実習生（受入学生）
千葉大学 (羽石研究室 B3)
千葉大学 (山谷研究室 B4)
千葉大学 (菅研究室 B4)
千葉大学 (山谷研究室 B3)
富山高専 (高田研究室専攻科 2 年)

共同研究（外部資金プロジェクト以外）
共同研究先（50 音順、敬称略）

9

伊藤 繁記
梅田 浩
小尾 高史
熊谷 雅章
黒澤 俊介
佐藤 良彰
澁谷 憲悟
島添 健次
菅 幹生
高田 英治
田中 愛結
田中 常稔
寅松 千枝
土井 誠
長谷川 智之
羽石 秀昭
平野 祥之
山岸 正和
山下 大地
吉野 将生

株式会社 MIT
産総研 (相馬 貢, 明渡 純),
北大 (樋口幹雄)
未来イメージング株式会社

テーマ（担当学生等）
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
コンプトン-PET シミュレーション （M2 仁科 匠）
WGI のシミュレーション設計 (B4 菊地智也)
有機半導体放射線検出器の医療応用（専攻科 2 佐竹大樹）
Si 検出器読出回路開発
22
Na ファントムの開発
薄型シンチレータを用いたマイクロベータイメージング
MRI 用 PET インサートの研究鉗子型ミニ PET の計算機シミュレーション （B4 大橋遼太郎)「スクラッチ PET」のシミュレーション (B3 石川大洋)
TOF-PET 検出器の時間分解能向上に関する基礎的研究 (B3 清川実穂)
In-beam PET シミュレーション・実験, SIRMIO プロジェクト
Prompt gamma detection and neutron capture discrimination in NCEPT

研究費授受
あり
あり

テーマ
ヘルメット型 PET 装置の実用化に関する研究、他
早期がん診断を可能とする近接撮像型フレキシブル PET 装置のためのデータ収集回路(DAQ)の開発

なし

ベータ線イメージング材料の高度化に関する研究あり

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、他

7

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究グループ 2021（R3）年度 研究費
2021/12/31時点
運営費交付金（原則、人件費除く） [千円]
予算名

QST未来ラボ(ABADK)
2
代表：山谷泰賀9,700

量子核医学イメージング研究開発拠点形成(内部競争的資金, 2021)

手術を伴わない新たながん治療
統合A玉配分薬の開発(BIAC2)
光・量子イメージング技術を用いた疾患診断研究(BIAB1)
4
グループ運営費
代表：山谷泰賀6 外部資金間接経費戻し分
7

部門長ファンド一般型
分担：山谷泰賀理事長ファンド(萌芽)8 代表：田島英朗
理事長ファンド(萌芽)9 代表：田久創大部門長ファンド一般型
10 代表：田島英朗
外部資金ブラッシュアップ報酬(山谷泰賀)
理事長ファンド創成(ABACR)
12
分担：田島英朗, 山谷泰賀

9,250

グループ外の主な協力者
0

樋口真人(代表), 他（QST千葉）
河地有木, 山口充孝（QST高崎研）

伊藤繁記(未来イメージング), 稲庭拓, 下川卓志, 辻厚至, 永津弘太郎, 山田滋(QST千葉), 今井陽一, 澁谷憲悟, 高橋忠幸, 高橋浩之, 武田伸一郎(東大), 鎌田圭(C&A), 河地
4,000 有木, 長尾悠人, 山口充孝 (QST高崎), 黒澤俊介, 吉川彰(東北大), 酒井真理(群馬大),
菅幹生, 羽石秀昭(千葉大), 日野明弘(富士フィルム富山化学), 山下大地(ATOX), Katia
Parodi(LMU)

9,000

0 東達也(代表), 他(QST)

6,900

0

量子PET (内部競争的資金, 2020-2021)

5,000

0 稲庭拓, 辻厚至, 永津弘太郎(QST千葉), 河地有木(QST高崎), 澁谷憲悟(東大)

間接経費一部戻し→BIAB1
重粒子線による高精度量子メス治療(マイクロサージェリー)
技術開発と適応拡大に関する研究(内部競争的資金, 2020-2021)

2,606

0

1,500

0

「量子PET」画像再構成法の開発 (内部競争的資金, 2021)

1,000

0

「量子PET」による生体内フリーラジカル定量イメージングへの挑戦 (内部競争的資金, 2021)

1,000

0 澁谷憲悟(東大), 下川卓志, 中西郁夫, 松本謙一郎(QST千葉)

3

部門長ファンド一般型(BIAB1)
5 代表：山谷泰賀

金額
内,人件費

概要

脳機能の画像化による認知症や
1 うつ病の新しい診断法の確立
統合D玉配分(BFAB3)

世界初OpenPETの重粒子臨床応用への展開(内部競争的資金, 2021)11放射性核種64Cu標識抗体を用いた膵がん量子統合診療(内部競争的資金, 2018-2021)
合計

500

0

180

0

100

0

46,7364,000

石川 仁(代表), 坂田洞察, 坂間 誠, 篠藤 誠, 白井敏之, 辻 比呂志, 樋口真人, 平山亮
一, 南本敬史, 村田和俊, 米内俊佑, 若月 優(QST千葉), 林 基弘(東京女子医大), 他

石川仁, 稲庭拓, 兼松伸幸, 小藤昌志, 白井敏之, 田尻稔, 谷本克之, 山田滋, 米内俊祐
(QST千葉), 伊藤繁記(未来イメージング), 寅松千枝(東京女子医大)

吉井幸恵(代表), 鈴木寿, 張明栄, 東達也(QST千葉),
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1

科学研究費2020-2024
基盤研究(S) 20H05667

直接経費
間接経費
内人件費 内, 他機関分

課題名

AMED医療分野研究成果展開事
業 (先端計測分析技術・機器開発 リンパ節転移の術中診断を可能にする鉗子型ミニPETの開3プログラム)発 (2020-2022)
21hm0102078h0002
ポジトロン断層法の物理限界を克服する全ガンマ線イメー
ジング法の開発

早期がん診断を可能とする近接撮像型フレキシブルPET装共同研究2021
置のためのデータ収集回路(DAQ)の開発
2 株式会社MIT
共同研究2021
早期がん診断を可能とする近接撮像型フレキシブルPET装未来イメージング株式会社
置のための微細シンチレータアレイー検出器の開発
AMED医療機器における先進的研究開発・開発体制強靱化事業
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
4 21he2202004h0203
AMED医療機器における先進的 変型医療画像装置の開発 (2019-2021)
研究開発・開発体制強靱化事業
基盤技術開発プロジェクト 分担
21he2202004h0503
共同研究2021
X線イメージングを飛躍させる超高解像度、高感度X線検出
5
未来イメージング株式会社
器のRI分子イメージング応用に関する研究グループ内メンバー（代表者下線）

グループ外の共同研究者（代表者下線）

50,768

033,11815,230

高橋美和子, 錦戸文彦, 田久
創大, Han Gyu Kang, 他

伊藤繁記(未来イメージング),
川村和也(千葉大学), 瀬戸泰之(東京大学), 他

40,3007,100

12,10012,090

山谷泰賀, 高橋美和子, 吉田
英治, 田島英朗

吉川彰(東北大学), 菅幹生(千葉大学), 今井陽一(東京大学), 石橋真理子(日本医科大学), 永津弘太郎(QST)

15,71400786 吉田英治, 他

―

5,238

0

0

262 山谷泰賀, 他―

吉田英治, 山谷泰賀, 稲玉直
4,034 子, 田島英朗, 錦戸文彦, Han 薄善行(未来イメージング, 代Gyu Kang, 田久創大
表機関), 鎌田圭, 渡部浩司
(東北大学), 瀬戸泰之, 島添高橋美和子, 山谷泰賀, 岩男 健次(東京大学), 他
996
悠真, 赤松剛

13,446

0

0

3,320

0

0

5,238

0

0

262 錦戸文彦, 田久創大―

山谷泰賀, 吉田英治, 田島英360 朗, 高橋美和子, 岩男悠真, 赤松剛, 田久創大, 脇坂秀克, 他―

共同研究2016-2021
6
株式会社アトックス

ヘルメット型PET装置の実用化に関する研究

3,600

880

0

科学研究費2021-2022
7
挑戦的研究(萌芽) 21K19936
科学研究費2020-20228
基盤研究(C) 20K08066
科学研究費2020-20229
基盤研究(C) 20K12705

量子PET（Q-PET）への挑戦

2,500

0

1,000

Reconstruction of dose distributions using PET images inheavy ion therapy

2,100

0

0

630 Mohammadi Akram

高感度PET用4層DOI検出器の分解能改善の研究

1,800

0

0

540 稲玉直子

0

山谷泰賀, 高橋美和子, 赤松150
剛, 岩男悠真

共同研究2021
10
株式会社アトックス

座位型脳PET画像補正法の開発

科学研究費2021-202311
基盤研究（C）21K07716

PET/SPECT/MRI/CTマルチモーダル脳ファントムの開発

科学研究費2021-2023
有機光センサを用いたＰＥＴ検出器の開発
基盤研究（C）21K12720
科学研究費2020-2022
部分リング型PET・コンプトンハイブリッドイメージング装置
13
基盤研究(C) 20K12683の基礎検討
科学研究費2020-2022
MRI-negativeてんかんのMEG, PETを基盤とした統合的解14
基盤研究(C) 20K08124
析法の開発
科学研究費2020-2022
完全な開放空間を有する走査型PET装置Scratch-PETの15
若手研究(B) 20K20239
開発
科学研究費2019-2021
16
３次元デジタルPET検出器の開発
基盤研究(C) 19K12857
東北大学金属材料研究所共同利
次世代核医学コンセプトWGIのための新規シンチレータの17 用研究費2021
研究202012-RDKGE-0009
12

1,500

0

750 山谷泰賀, 高橋美和子――
樋口真人, 高堂裕平, 高畑
圭輔, 松岡究, 遠藤浩信, 互
健二, 東達也(QST)

1,500

0

0

450 赤松剛

1,300

0

100

390 錦戸文彦

900

0

100

270 田島英朗, 錦戸文彦

菅幹生(千葉大学)

500

0

100

150 高橋美和子, 岩男悠真

代田悠一郎, 國井尚人(東京大学)―
高田英治(富山高専)

500

0

0

150 岩男悠真

―

300

0

0

90 吉田英治

―

250

0

0

0 山谷泰賀

18

科学研究費2018-2021
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

100

0

0

30 錦戸文彦

19

科学研究費2019-2021
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

100

0

0

30 山谷泰賀, 田島英朗

20

科学研究費2020-2022
基盤研究(C)分担 20K07755

舌痛症・アトピー性皮膚炎におけるADHD併存の病態解明と、新規薬物療法の開発

40

0

0

12 高橋美和子

151,014

7,980

46,518合計

澁谷憲悟(東大)837,662

吉川彰(東北大学)
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)
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)
笠原諭, 岡敬之, 松平浩(東京大学), 高橋香央里, 福田
健一(東京歯科大学), 石氏
陽三(東京慈恵会医科大学)

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Imaging Physics Group FY2021
Members (alphabetical)
Go Akamatsu
Naoko Inadama
Yuma Iwao
Han Gyu Kang
Md Shahadat Hossain Akram
Akram Mohammadi
Fumihiko Nishikido
Takumi Nishina
Fujino Obata
Miwako Takahashi
Sodai Takyu
Hideaki Tashima
Chie Toramatsu
Hidekatsu Wakizaka
Taiga Yamaya
Eiji Yoshida
M. OhnoY. Saito
M. Tanaka

Taiyo Ishikawa
Tomoya Kikuchi
Miho Kiyokawa
Ryotaro Ohashi
Daiki Satake

Staff
Researcher
Principal Researcher (part time)
Researcher (part time)
Researcher
Senior Researcher (part time)
Senior Researcher
Senior Researcher
QST Research AssistantTechnical Staff (part time)
Principal Researcher
Researcher
Principal Researcher (tenure), Senior Res. until June
Senior Researcher (part time), Retired on April 30
Senior Technical Staff
Group Leader (tenure)Principal Researcher (tenure)
Secretary (part-time)
Secretary (part-time)
Secretary (part-time), Public Relations

Visiting Researcher
Makoto Doi
ATOX Co., Ltd.
Hideaki Haneishi
Chiba University
Tomoyuki Hasegawa
Kitasato University
Yoshiyuki Hirano
Nagoya University
Shigeki Ito
Mirai-imaging Corp.
Masaaki Kumagai
ATOX Co., Ltd.
Shunsuke Kurosawa
Tohoku U.
Takashi Obi
Tokyo Inst. Tech.
Yoshiaki Sato
ATOX Co., Ltd.
Kengo Shibuya
University of Tokyo
Kenji Shimazoe
University of Tokyo
Mikio Suga
Chiba University
Eiji Takada
NIT, Toyama College
Ayu Tanaka
ATOX Co., Ltd.
Tsunetoshi Tanaka
ATOX Co., Ltd.
Chie Toramatsu
Tokyo Women's Medical University
Hiroshi Umeda
ATOX Co., Ltd.
Masakazu Yamagishi
NIT, Toyama College
Taichi Yamashita
ATOX Co., Ltd.
Masao Yoshino
Tohoku U.

Trainee / Internship
Chiba University (Haneishi-lab. B3)
Chiba University (Suga-lab. B4)
Chiba University (Yamaya-lab. B3)
Chiba University (Yamaya-lab. B4)
NIT, Toyama College (Takada-lab. AC2)

Major collaborators (except for funded projects)
1
2
3
4
5
6

Collaborators (alphabetical)
Masaki Fukunaga (NIPS)
Mikio Higuchi (Hokkaido U.)
Japan Radioisotope Association
Katia Parodi, Peter Thirolf(Ludwig-Maximilians-Universität München)
Mitra Safavi-Naeini (ANSTO)
Masaaki Sato(U. Tokyo Hospital)

7

Mikio Suga (CFME, Chiba U.)

8

Eiji Takada (NIT, Toyama College)
Hiroyuki Takahashi, Kenji Shimazoe(U. Tokyo)

9
10

Taiga Yamaya, Hideaki Haneishi(CFME, Chiba U.)

ThemesResearch on PET inserts for MRI
Beta-ray micro imaging using thin scintillators
Development of 22Na phantoms
In-beam PET simulation / experiment, SIRMIO project
Prompt gamma detection and neutron capture discrimination in NCEPT
Early diagnosis of chronic rejection after lung transplantation by nuclear
medicineCompton-PET simulation (M2 Takumi Nishina)
Simulation design of WGI (B4 Tomoya Kikuchi)
Medical application of organic semiconductor detectors (AC2 Daiki Satake)
Development of a read-out circuit for Si-detectors
Monte Carlo simulation for realization of a forceps PET (B4 Ryotaro Ohashi)
Simulation of “Scratch PET” (B3 Taiyo Ishikawa)
Timing resolution improvement for TOF-PET detectors (B3 Miho Kiyokawa)

Collaborative research contracts
12
34Collaborators (alphabetical)
AIST (Mitsugu Sohma, Jun Akedo)
Mikio Higuchi (Hokkaido U.)
ATOX Co., Ltd.
Mirai-Imaging Corporation
MIT Corporation

Funding

ThemesNo

Investigation of beta imaging material for medical application

Yes
Yes
Yes

Research on practical realization of the helmet PET, etc.
Scintillation detectors for nuclear medicine and environment, etc.
DAQ development for a close-up flexible PET

9次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

FY2021 Imaging Physics Group Grants
As of Dec. 31, 2021
Internal budget (basically excluding labor cost) [x1,000 yen]
BudgetRealization of a new imaging-based
1 diagnostic method for dementia anddepression (BFAB3)

Note
For Integration Plan D

Research on
3 new cancer radiopharmaceutical drugs
For Integration Plan A(BIAC2)
Research on diagnosis methods using
photon and quantum imaging technologies
4 (BIAB1)
For group operation
PI: Taiga Yamaya

6 Returned indirect expense
7

Directorate's Fund
Taiga Yamaya

QST President's Fund
8 PI: Hideaki Tashima
QST President's Fund
9 PI: Sodai Takyu

10

Directorate's Fund (BIAB1)
PI: Hideaki Tashima

11

Reward for brushing up external fundapplication (Taiga Yamaya)

QST President's Fund (ABACR)
12
Hideaki Tashima, Taiga Yamaya

Main collaborators outside the group (PI underlined)
Makoto Higuchi (PI), et al. (QST Chiba)0
Naokoi Kawachi, Mitsutaka Yamaguchi (QST Takasaki)

9,700

QST
President's
Strategic
Grant
Quantum Nuclear Medicine Imaging Core Creation Group
2 Advanced Study Laboratory (ABADK)(Internal competitive grant, 2021)
PI: Taiga Yamaya

Directorate's Fund (BIAB1)
5 PI: Taiga Yamaya

AmountLabor

Hideaki Haneishi, Mikio Suga (Chiba U.), Akihiro Hino (Fujifilm Toyama Chemical), Yoichi Imai, Kengo
Shibuya, Hiroyuki Takahashi, Tadayuki Takahashi, Shinichiro Takeda (U. Tokyo), Taku Inaniwa, Kotaro
4,000 Nagatsu, Takashi Shimokawa, Atsushi Tsuji, Shigeru Yamada (QST), Shigeki Ito (Mirai-imaging), Kei Kamada(C&A), Naoki Kawachi, Yuto Nagao, Mitsutaka Yamaguchi (QST Takasaki), Shunsuke Kurosawa, Akira
Yoshikawa (Tohoku U.), Katia Parodi(LMU), Makoto Sakai (Gunma U.), Taichi Yamashita (ATOX)

9,250

9,000

0 Tatsuya Higashi (PI), et al. (QST)

6,900

0

For "Quantum PET" project(Internal competitive grant, 2020-2021)

5,000

0

10% of indirect→BIAB1

2,606

0

For carbon ion micro surgery project(Internal competitive grant, 2020-2021)

1,500

Hitoshi Ishikawa (PI), Makoto Higuchi, Ryoichi Hirayama, Takafumi Minamimoto, Kazutoshi Murata, Makoto
0 Sakama, Dousatsu Sakata, Makoto Shinoto, Toshiyuki Shirai, Hiroshi Tsuji, Masaru Wakatsuki, Shunsuke
Yonai (QST Chiba), Motohiro Hayashi (TWMU), et al.

Image reconstruction for "Q-PET"(Internal competitive grant, 2021)

1,000

0

In vivo quantitative imaging of free radicals by "Q-PET"(Internal competitive grant, 2021)

1,000

0 Kengo Shibuya (U. Tokyo), Kenichiro Matsumoto, Ikuo Nakanishi, Takashi Shimokawa (QST Chiba)

Clinical application of OpenPET(Internal competitive grant, 2021)

Quantum theranostics with 64Cu-labeled antibody forpancreatic cancer (Internal competitive grant, 2018-2021)
Sum

Taku Inaniwa, Kotaro Nagatsu, Atsushi Tsuji (QST Chiba), Naoki Kawachi (QST Takashaki), Kengo Shibuya(U. Tokyo)

500

Taku Inaniwa, Hitoshi Ishikawa, Nobuyuki Kanematsu, Masahi Koto, Toshiyuki Shirai, Katsuyuki Tanimoto,0 Minoru Tajiri, Shigeru Yamada, Shunsuke Yonai (QST Chiba), Shigeki Ito (Mirai-imaging), Chie Toramatsu(TWMU)

180

0

100

0

46,736

4,000

Yukie Yoshii (PI), Tatsuya Higashi, Hisashi Suzuki, Ming-Rong Zhang (QST),
Hiroki Matsumoto (Nihon Medi-Physics), Mitsuyoshi Yoshimoto (NCC)

Competitive grants [x1,000 yen]
Project

50,7680

KAKENHI 2020-2024
Whole gamma imaging to break through the physical
1 Grant-in-Aid for Scientific Research (S)limitation of positron emission tomography
20H05667

40,3007,100

Collaborative research 2021
2 MIT Corporation
Collaborative research 2021
Mirai-imaging Corporation

Collaborative research 2021
ATOX Co., Ltd.

Collaborators outside the group33,118

Shigeki Ito (Mirai-imaging Corp.), Kazuya
Kawamura (Chiba U.), Yasuyuki Seto (U.
Tokyo), et al.

12,10012,090

Taiga Yamaya, Miwako Takahashi,
Eiji Yoshida, Hideaki Tashima

Akira Yoshikawa (Tohoku U.), Mikio Suga
(Chiba U.), Yoichi Imai (U. Tokyo), Mariko
Ishibashi (Nippon Medical School), Kotaro
Nagatsu (QST)DAQ development for a close-up flexible PET

15,71400786 Eiji Yoshida, et al.

―

5,238

0

0

262 Taiga Yamaya, et al.

―

Research on practical realization of the helmet PET

KAKENHI 2021-2022
7 Grant-in-Aid for Challenging Research Challenge to quantum PET (Q-PET)(Exploratory) 21K19936
KAKENHI 2020-2022
Reconstruction of dose distributions using PET images in
8 Grant-in-Aid for Scientific Research (C)heavy ion therapy
20K08066
KAKENHI 2020-2022
Improving resolution of a high-sensitive 4-layer DOI-PET
9 Grant-in-Aid for Scientific Research (C)detector
20K12705
10

Members in the group(PI underlined)

Miwako Takahashi, Fumihiko
15,230 Nishikido, Sodai Takyu, Han Gyu
Kang, et al.

Development of high-resolution scintillator array detector
for a close-up flexible PET

AMED Development of Medical Devices
and Systems (Co-investigator)
Development of a multi-purpose transformable medical
4 21he2202004h0203
imaging device for advanced pre- and intra-operative
AMED Development of Medical Devices functional diagnosis (2019-2021)
and Systems (Co-investigator)
21he2202004h0503
Application of super high definition and sensitive X-ray
Collaborative research 2021
5
imager to RI molecular imaging
Mirai-imaging Corporation
Collaborative research
6
2016-2021 ATOX Co., Ltd.

Indirect
expenseDirect expense
Labor
Distributed

Theme

AMED Medical Research and Development
Programs
FocusedonTechnology Forceps type mini-PET system for intra-operative lymph
3
Transfers (AMED-SENTAN)
node diagnosis (2020-2022)
21hm0102078h0002

Development of image correction methods for seated-type
brain PET

KAKENHI 2021-2023
Development of PET/SPECT/MRI/CT multi-modal brain
11 Grant-in-Aid for Scientific Research (C)phantoms
21K07716
KAKENHI 2021-2023
Development of PET detectors using organic
12 Grant-in-Aid for Scientific Research (C)photodetectors
21K12720
KAKENHI 2020-2022
13 Grant-in-Aid for Scientific Research (C) Partial-ring PET-Compton hybrid imaging system
20K12683
KAKENHI 2020-2022
Diagnosis for epileptogenic zone in patients with non14 Grant-in-Aid for Scientific Research (C)lesional refractory epilepsy based on MEG and FDG-PET
20K08124
KAKENHI 2020-2022
Development of scan-type open-geometry PET "Scratch15 Grant-in-Aid
for
Young
Scientists
PET"
20K20239
KAKENHI 2019-2021
16 Grant-in-Aid for Scientific Research (C) Development of a digital DOI-PET detector
19K12857
Collaborative Research Program at IMR
Development of novel scintillators for the next generation
17 Tohoku U. 2021
nuclear medicine concept of WGI
202012-RDKGE-0009

Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, Naoko
Inadama, Hideaki Tashima,
Yoshiyuki Usuki (PI: Mirai-imaging Corp.),4,034
Fumihiko Nishikido, Han Gyu Kang, Hiroshi Watabe, Kei Kamada (Tohoku U),
Sodai Takyu
Kenji Shimazoe, Yasuyuki Seto (U Tokyo),
Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, et al.
996
Yuma Iwao, Go Akamatsu

13,446

0

0

3,320

0

0

5,238

0

0

262 Fumihiko Nishikido, Sodai Takyu―

Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki
Tashima, Miwako Takahashi, Yuma
360
Iwao, Go Akamatsu, Sodai Takyu,
Hidekatsu Wakizaka, et al.

―

3,600

880

0

2,500

0

1,000

2,100

0

0

630 Mohammadi Akram

1,800

0

0

540 Naoko Inadama

750 Taiga Yamaya, Miwako Takahashi

Taiga Yamaya, Miwako Takahashi,
Go Akamatsu, Yuma Iwao―
Makoto Higuchi, Yuhei Takado, Keisuke
Takahata, Kiwamu Matsuoka, Hironobu
Endo, Kenji Tagai, Tatsuya Higashi (QST
Chiba)

0

0

150

1,500

0

0

450 Go Akamatsu

1,300

0

100

390 Fumihiko Nishikido

Eiji Takada (NIT, Toyama Coll.)
Mikio Suga (Chiba U.)
Yuichiro Shirota, Naoto Kunii (U. Tokyo)

―

900

0

100

Hideaki Tashima, Fumihiko
270
Nishikido

500

0

100

150 Miwako Takahashi, Yuma Iwao

500

0

0

150 Yuma Iwao

―

300

0

0

90 Eiji Yoshida

―

250

0

0

0 Taiga Yamaya

100

0

0

30 Fumihiko Nishikido

KAKENHI 2019-2021
Development of high-resolution PET imaging for early
19 Grant-in-Aid for Scientific Research (B)pancreatic cancer with radio-labeled antibody
19H03609 (Co-investigator)

100

0

0

30 Taiga Yamaya, Hideaki Tashima

Sum

―

1,500

KAKENHI 2018-2021
Development of advanced flexible organic semiconductor
18 Grant-in-Aid for Scientific Research (B) radiation detectors and new radiation measurement
18H01920 (Co-investigator)
techniques

KAKENHI 2020-2022
Treatment strategy based on ADHD pathophysiology for
20 Grant-in-Aid for Scientific Research (C)patients with glossalgia or with atopic dermatitis
20K07755 (Co-investigator)

Kengo Shibuya (U. Tokyo)

40

0

0

151,014

7,980

46,51810

12 Miwako Takahashi
37,662

Akira Yoshikawa (Tohoku U.)
Eiji Takada (NIT, Toyama Coll.), Keitaro
Hitomi (Tohoku U.), Hiroyuki Takahashi,
Takeshi Iimoto (U. Tokyo), Hiroyuki Okada(Toyama U.)
Yukie Yoshii, Ming-Rong Zhang (QST), Eku
Shimosegawa, Jun Hatazawa, Tadashi
Watabe (Osaka U.)
Satoshi Kasahara, Hiroyuki Oka, Ko
Matsudaira (U. Tokyo), Kaori Takahashi,
Kenichi Fukuda (Tokyo Dental Coll.), Yozo
Ishiuji(Jikei U.)

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Data of Imaging Physics Group (FY2009-FY2021)
Fiscal year

2009

2010

2011

2012

2013

2014

2015

2016

2017

2018

1. Research budget [x1,000 yen]|- Internal budget (excluding labor)|- Internal competitive grant|- Competitive grant| |- for internal use (excluding labor*)| |- for distribution|- Own income* from 2021

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
700

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

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

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

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

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
20,474

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

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

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
Researcher (2015/8-)
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) 2016/10-2021/4
―
―
―
―
―
―
―
寅松千枝 Chie Toramatsu
Technical AssistantTechnical Staff
Senior Technic
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)
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
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
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
仁科 匠 Takumi Nishina―――
Junior Res. Associate――
新田宗孝 Munetaka Nitta―――
Junior Res. AssociateRes. (part-time)――――
品地哲也 Tetsuya Shinaji
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
鈴木海斗 Kaito Suzuki
Junior Res. Associate
―
―
―
―
―
―
―
―
矢崎祐次郎 Yujiro Yazaki(-2015/7)

11

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

as of Dec. 31, 2021

イメージング物理研究グループの研究費推移 （QST人件費除く）
Research budget of Imaging Physics Group (excl. QST labor)
220,000

2019

2020

2021

96,207
26,177
20,05049,98049,480500

216,354
65,70010,063
140,591
109,165
31,426

193,750
25,78014,350153,620
99,122
46,518200,000

11.0
3
6.8
1.3

11.0
3
8.0
0

Research budget [x1,000yen]

11.0
3
6.0
2.0

180,000

Total

160,000
140,000

外部資金
Competitive
grant

120,000
100,000
80,000

運営費交付金Internal budget

60,00040,000

内部競争的資金Internal competitive grant

20,000
0

78
7.1
1,233

43
3.9
5,031

59
5.4
3,284

14
1.3
6,872

18
1.6
12,02015
1.4
12,9175
3
2
0.5
19,2418
5
3
0.7
27,0445
3
2
0.5
38,750

7
31
7
5
9

5
7
11
20
7

3
8
10
3
4

2019

2020

2021

―
―

―
―
Res. (July-)

―
―

―

―

―

―

―

―

Senior Res.
―

―

―

―

―

―

2009 2010 2011 2012 2013 2014 2015 2016 2017 2018 2019 2020 2021

QST内寄与 (2020年度データ)
Internal contribution in FY2020
職員数
Number of staff

0.8%

0.4%

10

3

1287

711

常勤職員
Full‐time staff

定年制職員（本部職員除く）
Permanent/tenure (excl. Headquarters)

2.2%

5.1%

9.1%

18

5

3

(as of Nov 25, 2021)

研究成果
Research output

804

94

30

論文数
Publications

特許出願
Patent application

特許登録
Patent registratoin

Researcher
Principal Res. (July-)―
cal Staff (2018/7-)

QRA (2019/4-)

―

―
―
―
―
―
―
―
QRA (Oct-)――――QRA (2019/7-)――
Res. = Researcher or Research
QRA = QST Research Assistant

―
―
―
―
―
―
―

外部資金
External budget

10.3%

13.3%

70,764k yen

27,960k yen

614,466k yen（6.1億円）

182,040k yen（1.8億円）

科研費
KAKENHI grant

共同研究費
Collaborative research

QSTデータの出典は「量子科学技術研究開発機構設立5周年誌」。

The QST data are from "The QST 5th Anniversary Report".

12

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

⽥中栄⼀先⽣ ありがとうございました。
Dr. Eiichi Tanaka 1927-2021
Dr. Eiichi Tanaka, a great pioneer in nuclear medical physics,

核医学物理学の⽗であった⽥中栄⼀先⽣が 2021
年 8 ⽉ 21 ⽇に永眠されました。93 歳でした。

passed away on August 21st, 2021, at the age of 93.
He was born in Himeji, Japan in 1927, considered to be the

⽥中先⽣は、核医学物理と同い年とよくおっしゃ
られていました。⽥中先⽣が姫路でお⽣まれになった 1927 年は、Blumgart 先⽣が RaC (Bi-214)を使ってヒトの⾎流の計測に成功した年でした。しかし、⽥中先⽣の放射線との出会いは広島原爆というつらい出来事でした。1945 年 8 ⽉ 6 ⽇は、学徒動員で爆⼼から約 6km のところにいたそうです。その後、放射線医学総合研究所（2016 年に量⼦科学技術研究開発機構に改組）に創⽴年の 1957 年に⼊られました。冷
戦下にあった当時、世界は核兵器開発の真っただ中であり、⽥中先⽣は環境放射能汚染の研究に使うヒューマンカウンターの開発に取り組まれました。

birth year of nuclear medicine instrumentation when, for the
first time, H. L. Blumgart measured the blood circulation time
between both arms of a human being using RaC (Bi-214). Asa high school student, Dr. Tanaka was in Hiroshima on August
6th, 1945, at a distance of about 6 kilometers from the
hypocenter of the atomic bomb. This momentous event
marked his first involvement with radiation. In 1957, he joined
the National Institute of Radiological Sciences (NIRS), which
was established in the same year. At that time in the Cold War,the world’s military powers were rushing to develop nuclear
bombs and weapons, and he started the development of awhole-body radioactivity measurement system to monitor
radioactivity contamination due to radioactive fallout.

13

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

1960 年代はガンマカメラ開発の時代でした。 The 1960s were the decade of development of gamma
Anger 先⽣による発明に対して、⽥中先⽣は解像度 cameras following the first invention by Dr. Anger. Dr. Tanaka
presented a theory to maximize the resolution performance ofを最良にする理論を発表し、⾃ら考案された遅延電
Anger-type cameras, and he successfully verified this theory
線法によりその理論を実証しました。1970 年代に⼊using his own original idea of the delay line method. The 1970s
ると、EMI 社による X 線 CT の商⽤化をきっかけに、 were the decade of tomographic imaging, and the
断層撮影法の研究が盛んにおこなわれるようになり commercialization of X-ray CT by EMI made a big impact. Dr.
ました。⽥中先⽣は、解析的画像再構成法における最 Tanaka was one of the chasers in a very active competition to
適なフィルターは何かという問題に取り組み、つい find an ideal filter for the filtered backprojection method. Heに解にたどり着きました。しかし、僅差で他のグルー found his own answer to this problem, but when it wasreported, Dr. Tanaka noticed that he was the second to have
プから発表されていたとのことです。そして、PET のmade the discovery. With a practical image reconstruction
時代に⼊ります。Ter-Pogossian 先⽣らによる世界 algorithm, PET became a hot topic and was being studied
初 PET 開発から 4 年ほど遅れましたが、⽥中先⽣は worldwide. Dr. Tanaka developed Japan’s first PET,
1979 年に⽇本初の PET 装置「ポジトロジカ I」の開 Positologica I, in 1979, which was only 4 years after the
発に成功しました。1980 年代に PET ⾼解像度化が emergence of the world’s first practical PET introduced by Dr.
進む中で、⽥中先⽣は、世界初となる⼩動物⽤ PET Ter-Pogossian and co-workers. The 1980s were the decade ofthe development of high-resolution detectors, and Dr. Tanaka「ポジトロジカ IV」を 1983 年に開発しました。
realized the world’s first small animal PET system, Positologica

PET 装置開発と並⾏して、⽥中先⽣は多くの基礎的研究も⾏いました。シンチレーション検出器に役
⽴つ可変サンプリング法、TOF-PET の画像再構成理論、マルチリング PET 装置の理論、PET の統計ノイズの理論的解析などです。また、SPECT で⻑年の課題とされていた吸収補正問題にも挑戦し、重み付け逆投影法や Radial 事後補正法を提案しました。

IV in 1983.

1988 年に放射線医学総合研究所を定年退職されたあとは、研究の舞台を浜松ホトニクスに移し、2014
年の退職まで同社の PET 装置関連事業の推進に尽⼒されました。2D-PET から 3D-PET への変⾰の時期であった 1990 年代に⼊ると、⽥中先⽣は再び画像再構成理論の研究に取り組みました。そして、Dynamic
RAMLA、略して DRAMA 法と名付けた新しい逐次近似 型 画 像 再 構 成 法 を 2003 年 に 発 表 し ま し た 。
DRAMA 法の性質を解析した 2010 年の PMB 誌論⽂
が、先⽣の最後の論⽂発表となってしまいました。

in SPECT, and proposed the weighted back-projection method

In addition to these developments of PET systems, Dr. Tanaka
dedicated himself to carrying out many fundamental studies,on such topics as the variable sampling-time technique usedin scintillation detectors, the line-writing method for time-offlight PET imaging, the theory of multi-ring PET systems andthe theoretical analysis of statistical noise in PET. He also took
up the challenge of solving the attenuation correction problem
and the radial post-correction method as solutions.
After retiring from NIRS in 1988, Dr. Tanaka transferred theplace of his research activities to Hamamatsu Photonics,
where he facilitated the company’s business expansion intodeveloping devices for PET applications until his retirement in2014. The 1990s were the decade of the technology
transformation from 2D-PET to 3D-PET, and Dr. Tanaka’s work
contributed to image reconstruction theory. He proposed a newvariation of iterative reconstruction methods, Dynamic RAMLA(DRAMA), in 2003, and he reported the performance analysis
of DRAMA in 2010 on Physics in Medicine and Biology, which

⽥中先⽣のお考えの根底にあったのは、核エネル became his last journal publication.
ギーの平和利⽤だと思います。写真は、次世代 PET
He gave an impressive invited talk in Tokyo in 2018 (picture),
研究会（2018 年、東京）での特別講演のときのもの
which was published in “2018 Reports on PET Imaging
です（次世代 PET 研究報告書 2018 に紙⾯再現あり）。 Physics Research”. He dedicated his professional life to the『ひらめきは考え続ける者にだけにやってくる』こ peaceful uses of atomic energy. His attitude to pursue the
れは⽥中先⽣がご講演で引⽤されたレオナルド・ダ・ essence of a problem and realize its solution was an inspiration
ヴィンチの⾔葉ですが、まさしくご⾃⾝が体現して to us all.
くださった教えでした。ご冥福をお祈りいたします。
This remembrance was written by Taiga Yamaya, National

執筆：⼭⾕泰賀（量⼦科学技術研究開発機構）
村⼭秀雄（元 放射線医学総合研究所）

Institutes for Quantum Science and Technology (formerly
NIRS), and Hideo Murayama, NIRS (retired).

14

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

次世代 PET 技術の実⽤化研究Practical application of next generation PET technologies
⾚松 剛 研究員
Go Akamatsu, Researcher
はじめにIntroduction

QST イメージング物理研究グループは、次世代
PET 技術を創出するだけでなく、実⽤化して研究成果を社会実装することにも主眼を置いている。そのためには、新技術の原理実証から実⽤化までの全ス
テップに対応できるよう、多種多様な専⾨家による総⼒での研究開発が求められる。

The missions of the QST Imaging Physics Group are creating

イメージング装置開発における実⽤化までのステップとしては、“基礎研究→実証機開発→原理実証→
実⽤機開発→性能評価→安全性・有効性の証明→実⽤化（薬機承認）”という流れが⼀般的である (Figure1)。研究開発段階では、ただ 1 ⼈の研究者だけが使⽤できる装置でも構わないが、医療機器として実⽤化するためには、いつでも誰でも同じ結果が出せる装置でなければならない。そのためには、装置の安全性・有効性を担保する基盤技術の構築が⾮常に重要である。

developing a prototype system, making a proof-of-concept,

next generation PET technologies and putting them into
practical

applications(e.g.,

commercializingthem).

Collaboration among many experts in various research fields
is essential to achieve these missions.
The general roadmap for commercialization of new imaging
systems is as follows: proposing a new concept or technology,
evaluating performance, assessing safety and efficacy, anddeveloping a practical system and commercializing it. At thelaboratory level, the usability of the system is not important. It
is sufficient that one researcher has the necessary skills andexperience to operate the system. On the other hand, in orderto put a new system into practical use as a medical device, itis necessary to get the same results no matter who operates
the device at any time. Therefore, it is especially important toprovide reliable quality control and quality assurance (QA/QC)
methods to assure the safety and efficacy of the system.
This report describes recent research activities of the Imaging

本稿では、3 つの次世代 PET 技術 (ヘルメット型 Physics Group toward practical applications of the following
PET「Vrain」、CLS 検出器、コンプトンカメラ) の実 three novel PET technologies: the helmet-type PET (Vrain), the
⽤化に向けた 2021 年の研究進捗について報告する。 CLS detector, and Compton camera.

Figure 1 Roadmap for commercialization of new PET technologies.

15

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

ヘルメット型 PET「Vrain」の製品化

Commercialization of the helmet-type PET (Vrain)

ヘルメット型 PET の製品化に際して、(1) 有効性
を客観的に証明する必要があるがヘルメット型 PET
に対する標準的な性能評価法がない、(2) 誰でも同じように品質管理・品質保証 (QA/QC) が実施できる必要があるが、ヘルメット型 PET 装置に適した密封放射線源がない、という 2 つの課題があった。

Two issues needed to be overcome to receive regulatory
approval for the helmet-type PET due to its unconventional
shape: (1) there is no standardized method for performance
characterization; and (2) there is no appropriate radiation
source for QA/QC.
To solve these issues, we developed new phantoms suitable
for the helmet-type PET (Figure 2c) [1,2]. These new phantoms

そこで、従来の標準品 (Figure 2b の×印がついた
製品) の代替として、ヘルメット型 PET に使⽤可能
なファントムおよび密封放射線源 (Figure 2c の〇印がついた製品) を新規開発した [1,2]。これらのファ
ントムを開発したことで、ヘルメット型 PET の有効性を客観的に⽰すことが可能になり、医療機器承認への道筋がついた。また、開発したファントムを⽤いた性能評価法は（⼀社）⽇本画像医療システム⼯業会の標準規格（JESRA 規格 [3]）に採⽤されるなど、頭部⽤ PET の性能評価法の構築にも貢献した。

make it possible to objectively evaluate the performance of thehelmet-type PET. In addition, the new phantoms contributed todeveloping a standard performance evaluation method forbrain-dedicated PET [3].
The newly developed hollow dome 22Na-filled phantom makes
it easier to do the daily QA/QC with high reproducibility. By
using this phantom for timing calibration, excellent timing
resolution of 245 ps was achieved [4].
After solving these issues, the PMDA regulatory reviews
proceeded smoothly, and the helmet-type PET, known

また、開発した中空ドーム型 22Na 線源 (Figure 4c下段) を活⽤することで、ヘルメット型 PET の⽇常的な QA/QC を誰でも再現性よく実施できるようになり、その結果、世界最⾼クラス（開発当初は市販装置のなかで世界 1 位）の時間分解能（245 ピコ秒）を安定的に達成できるようになった [4]。このような基盤技術を確⽴したことで PMDA との協議がスムーズに進み、2021 年 10 ⽉に薬機承認を取得した。

commercially as Vrain, was approved as a medical device in
October 2021.

Figure 2 Photograph of the helmet-type PET Vrain (a), conventional phantoms and sources that cannot be applied forthe helmet-type PET (b), and new phantoms suitable for the helmet-type PET (c).

16

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

CLS 検出器を⽤いた装置開発

Development of practical PET systems with CLS detectors

Crosshair light-sharing (CLS) 検出器は、depth- Crosshair light-sharing (CLS) PET detectors can measureof-interaction (DOI) 情 報 と time-of-flight (TOF) depth-of-interaction (DOI) information and time-of-flight (TOF)
情報の両⽅を測定できる、画期的な PET 検出器であ information by using our original reflector arrangement. Basicる[5]。リング型卓上試作機による試験を⾏い、有望 performance of the CLS detector was evaluated with a detector
pair [5] and a small-ring benchtop prototype [6]. Then, as the
な結果が得られた [6]。今年度は、CLS 検出器を搭
first practical system with the CLS detector, we have
載した初の実⽤機として、⼩動物サイズのポータブ
developed a portable small animal PET system, CLS-PET
ル PET 装置 （CLS-PET） を開発した (Figure 3a)。
(Figure 3a).

Table 1 に装置仕様を⽰した。128 個の検出器を⽤
Table 1 shows specifications of the CLS-PET. The PET system
いた 8 リング構成で、直径 132 mm、体軸⽅向 207 was composed of 128 CLS detectors. The scintillator-tomm の撮像視野を有する。装置や関連機器は全て台 scintillator distance was 132 mm and the axial field-of-view
⾞上に配置され、95×74×117 cm3 とコンパクトな (FOV) was 207 mm. All devices including the operating PC and
ため、1 ⼈で移動が可能である。また、AC100V のコ power supply unit are mounted on a pushcart. The system
ンセント 1 ⼝で動作するため、利便性に優れている。 works with a power supply from a typical wall socket ofAC100V. The entire system is compact (740×950×1166 mm3)

⼩動物⽤ PET の標準的な性能評価規格である enough to be moved by one person.
NEMA NU 4 [7] に従って性能特性を評価した。加えて、エネルギー分解能測定、 22Na ultra-micro hot The physical performance of the CLS-PET was evaluatedphantom (ロッド径: 0.75, 1.0, 1.35, 1.7, 2.0 and 2.4 according to the NEMA NU 4-2008 standards [7]. We22mm) による空間分解能測定、TOF 時間分解能測定、 measured spatial resolution by using the Na ultra-micro hot
phantom (rod diameters: 0.75, 1.0, 1.35, 1.7, 2.0 and 2.4 mm).
18
F-NaF を⽤いたマウス・ラットの全⾝イメージン
Energy resolution and TOF coincidence timing resolution were
グ試験を実施した。主な測定結果を Table 2 およびadditionallymeasured.
Imaging
performancewasFigure 3bc にまとめた。0.75 mm ロッドが分解でき、
18
demonstrated with F-NaF PET total-body imaging of mouse
サブミリ空間分解能を達成した。マウス・ラットのand rat. Table 2 and Figure 3bc summarize the results. The
18
F-NaF PET 全⾝画像では、マウスの肋⾻など微細 sub-mm (0.75 mm) rods of the ultra-micro hot phantom wereな⾻構造が描出された。
visually resolved. Detailed bone structures including mouseribs were clearly visualized in the mouse total-body images.

CLS 検出器を⽤いた初の実⽤機 （CLS-PET） を開発し、優れた性能を有することを⽰した。簡単に移動できるポータブル装置で汎⽤性が⾼いことから、
⼩動物イメージングだけでなく、PET 計測による重粒⼦ビームの可視化（照射直後のオフライン測定）[8]、⼿術室における切除標本の FDG PET 撮像 [9]など、様々な⽤途への応⽤が期待できる。

We successfully developed the CLS-PET system using ouroriginal detector. Due to the advantage of portability, the CLSPET can lead to novel applications, besides small animal
imaging, such as PET-guided monitoring of particle beamirradiation [8] and PET-guided surgery [9].
Next, we developed a benchtop breast PET prototype using
the CLS detector. For the conventional dual flat-panel

次に、CLS 検出器を⽤いた応⽤研究として、新しい形状の乳房⽤ PET を試作した。従来の対向平板型
乳房⽤ PET は、左右⽅向に検出器がなく投影データが⽋損することから、対向する検出器⽅向に画像がボケてしまうという課題があった (Figure 4)。そこ
で我々は、平板の両端に位置する検出器を視野中⼼⽅向に傾けた、対向ラウンドエッジ型 PET を考案した。対向型の利点（リンパ節を広く撮像できる、X 線
マンモグラフィと同じ⽅向から撮像できる、等）を維持しつつ、空間分解能の向上が期待できる。

arrangement, while it allows imaging of axillary lymph nodes
from the same view as X-ray mammography, PET images areblurred in the direction perpendicular to the detectors due tothe limited angular coverage (Figure 4). To compensate for thisissue, we proposed a dual round-edge detector arrangement.
This third-type detector arrangement is expected to reduce
image blurring while keeping the advantage of the dual panelarrangement.
To clarify the benefit of the proposed dual round-edge detector
arrangement, we evaluated the spatial resolution using the17

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

考案した対向ラウンドエッジ型 PET の有⽤性を実証するために、22Na ロッドファントムを⽤いて空間分解能を評価した（Figure 4）。従来の対向平板型に⽐べて空間分解能の劣化が抑えられ、乳房⽤ PET 装置として有望であることを⽰した。

22

Na multi-rod phantom (Figure 4). We demonstrated that the

proposed round-edge arrangement gave better spatial
resolution that the conventional flat-panel arrangement.

Figure 3 Photograph of the CLS-PET (a), the PET image and photograph of the 22Na-filled ultra-micro hot phantom (b),and mouse and rat total-body 18F-NaF PET images (c).
Table 1 Specifications of the CLS-PET.
Scintillator
Scintillator element size
Scintillator array
Photosensor
Photosensor pixel size

GFAG

Spatial resolution (OSEM)

<1 mm

14×14

Sensitivity

1.1%

SiPM (S14161-9865, HPK)

Peak NECR

62.4 kcps

TOF coincidence timing resolution

3.0×3.0 mm2
8×8Transaxial FOV

132 mm (crystal-to-crystal)

Energy window

14.4±0.8%

Energy resolution

1.45×1.45×15 mm3Photosensor array
Axial FOV

Table 2 Main performance characteristics of the CLS-PET.

Recovery coefficient

207 mm
440-620 keV

Coincidence time window

4 ns

DOI capability

Yes

TOF capability

Yes

Spill-over ratio

1 mm

443 ps
14.0%

2 mm

58.9%

3 mm

88.7%

4 mm

94.2%

5 mm

98.6%

Water

0.19

Air

0.01

Figure 4 Comparison of the conventional dual flat-panel PET and the proposed dual round-edge PET.

18

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

コンプトンカメラの性能評価法の確⽴

Performance evaluation method for Compton cameras

PET を超える可能性を秘めたポジトロンイメージ Compton cameras have been widely used in the field of
ング技術として、コンプトンカメラがある [6]。宇宙 astrophysics and environmental radiation monitoring.
物理や環境放射線測定の分野で⻑い歴史があるコン Compton cameras can measure γ-rays for a wide energy
プトンカメラの技術を医療応⽤できれば、核医学イ range, which gives the cameras the potential to become anovel imaging modality in nuclear medicine. One of the key
メージングに⾰新を起こせるかもしれない。⼀⽅で、issues in the medical application of Compton cameras is the
コンプトンカメラの医療応⽤には、解決しなければlack of performance evaluation methods. In the case of other
ならない課題が数多くある。PET や SPECT などの
imaging modalities, such as PET and SPECT systems, there
核医学画像診断装置は標準的な性能評価法が確⽴し
are standard performance evaluation methods to assure theており、装置の安全性・有効性を担保する基盤技術が efficacy of the system. Here, we have proposed performance
整っているが、コンプトンカメラは装置構成が多様 evaluation methods for the Compton camera. We newly
であり、標準的な性能評価法がまだ存在しない。そこ developed a multi-rod phantom for spatial resolution
で、全てのコンプトンカメラに対応できるような性 measurements (Figure 5b) and a contrast phantom for image
能評価法を考案し、専⽤のファントムを開発した。 quality assessments (Figure 5c). Point sources are used forsensitivity

解像度評価はロッドファントム (Figure 5b)、画質
評価はコントラストファントム (Figure 5c)、感度評
価はコイン型点線源 (Figure 5d) を⽤いて⾏う。世界に先駆けて標準規格を定めることで、コンプトン
カメラの医療応⽤を後押しするねらいがある。将来
イメージング対象となる放射性同位元素として 44Sc (β+, 1157 keV) 89Zr (β+, 909 keV)
 131I (364 keV)
 99mTc (140 keV)などを候補としているため、性能評価に使⽤する放射性同位元素は、主なγ線エネルギーがそれらに近い 22Na (β+, 1275 keV) 半減期 2.6 年
 133Ba (356 keV) 半減期 10.6 年
 57Co (122 keV) 半減期 271.7 ⽇とした。ファントム容器は光造形⽅式の 3D プリン
タで製作し、⽇本アイソトープ協会の協⼒のもと放射性同位元素を密封することで、放射能が下限数量(1 MBq) 以下の密封ファントム（密封放射線源）を開発した。RI 法の規制を受けない線源のため運⽤管理がしやすく、⽐較的簡便に輸送でき、多施設のコン
プトンカメラを対象に同じファントムを使⽤できる。まずは 22Na ファントムを⽤いて複数のコンプト
ンカメラの評価を進め、医療応⽤に適した検出器仕様を絞り込む予定である。評価の 1 例として、QSTが開発した Whole gamma imaging (WGI) 3 号試作機による解像度評価の結果を⽰した (Figure 5b)。最⼩径の 3 mm ロッドの⼀部が描出でき、⾼い解像度を有することが⽰された。

measurements(Figure5d).

Candidateradioisotopes to serve as imaging targets are:


44



89



131



99m

Sc (β+, 1157 keV)
Zr (β+, 909 keV)
I (364 keV)
Tc (140 keV)

Therefore, we chose three radioisotopes for the Compton
camera evaluation because they emit γ-rays of similarenergies to those targets mentioned above.


22



133



57

Na (β+, 1275 keV), Half-life: 2.6 years
Ba (356 keV), Half-life: 10.6 years

Co (122 keV), Half-life: 271.7 days

Phantom containers were made by a stereolithography (SLA)
3D printer. With the help of members of the Japan
Radioisotope Association (JRIA), the phantom container was
filled with 22Na (1 MBq). Because this radioactivity is low
enough that it is not subject to control regulations, it can betransported to other sites using a simple procedure. We plan
to evaluate multiple Compton cameras using these 22Na
phantoms and select promising detector configurations for
medical applications.
Figure 5b shows preliminary results of the whole gamma
imaging (WGI) third prototype using the22

Na multi-rod

phantom. Some of the 3 mm rods were visualized.

19

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 5 Photograph of the WGI 3rd prototype (a) and new phantoms and radioactive sources for performance
characterization of Compton cameras: multi-rod phantom (b), contrast phantom (c), point sources (22Na, 133Ba, 57Co) (d).

まとめConclusion

3 つの次世代 PET 技術 (ヘルメット型 PET、CLS
検出器、コンプトンカメラ) の医療応⽤・実⽤化に向けた基盤研究について報告した。それぞれに適した
ファントムや密封放射線源を開発することで、次世代 PET 技術の実⽤化を推し進めることができる。

We reported recent research activities directed toward thepractical applications of the helmet-type PET (Vrain), the CLS
detector, and the Compton camera. By developing new
phantoms and new radiation sources suitable for each imaging
system,practical

application of

next

generation

PET

technologies will be facilitated.

Acknowledgements
Collaborators

Grants

Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Miwako Takahashi, Yuma Iwao, Sodai Takyu, Han Gyu Kang,
Fumihiko Nishikido, Hidekatsu Wakizaka, Fujino Obata, Takamasa Maeda, Atsushi Tsuji,
Makoto Higuchi, Taiga Yamaya (QST Chiba)
Mitsutaka Yamaguchi, Naoki Kawachi (QST Takasaki), Makoto Sakai (Gunma Univ.)
Shunsuke Kurosawa (Tohoku Univ.), Shin’ichiro Takeda, Tadayuki Takahashi (Univ. Tokyo)
Masaaki Kumagai, Ayu Tanaka, Hiroshi Umeda, Taichi Yamashita (ATOX Co., Ltd.)
Shigeki Ito (Mirai-imaging Corp.)
JSPS KAKENHI 19K17185, 19K12857, and 20H05667. AMED under Grant Number JP20he2202004.

References
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20

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

21次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

QST News Letter 2021年7⽉号より引⽤

22

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research"Helmet-type PET" makes brain scans more accessible

Countdown to the commercialization of the next generation of

Until now, PET systems have only been cylindrical such as CT systems.
Now we are on the verge of commercialization of an innovative PET system dedicated to the head, which will overturn the
Let’s take a closer look at the features of this device, which is expected to play a major role in the early detection of brain

TAIGA
YAMAYA

Department of Advanced Nuclear Medicine Sciences
Institute for Quantum Medical Science
Imaging Physics Group

Group Leader

Taiga Yamaya

Thoughts on the Growing Need for Brain PET Scans

Currently, there are more than four times as many dementia patients as cancer patients inJapan. On the other hand, PET in Japan is almost solely used for cancer diagnosis. In recent
years, a PET diagnostic that detects proteins that cause dementia has been put to practicaluse, and as therapeutic agents become available, the need for PET examinations of thebrain is expected to increase further. The origin of helmet PET development was
influenced by the desire to make brain PET scans more accessible and usable for bothpatients and hospitals by creating a PET scanner specialized in brain diagnosis at a size andprice that is easy for hospitals to install.
Although PET is recognized as a powerful diagnostic tool for cancer detection, it has a highcost, which is one of the reasons why it has not been widely used in hospitals. PET is acylindrical array of about 5cm square detectors with a diameter of about 80cm, and thesedetectors account for a large proportion of the price of the equipment. For this reason, theidea of reducing the number of detectors by limiting the diagnostic area to the head andarranging them in such a way as to reduce the size and cost of the PET system itself has
existed in PET development around the world. However, it has been considered difficult torealize due to characteristics unique to PET measurement, such as degradation of image
resolution.

The "hemispherical" concept that achieves high resolution
If a cylinder and a hemisphere have the same radius and height, they
have the same surface area, and therefore the number of detectors usedin the device is the same. This was the beginning of our realization ofsomething simple, but actually important. QST's original idea of arranging
the new high-resolution detectors in a "hemispherical" shape, like ahelmet, so that they are close to the measurement target challenged theconventional wisdom of PET development, in which "PET is cylindrical",and improved the resolution of diagnostic images. In addition, thedetection sensitivity of the hemispherical type, which can be placed
closer to the head, was found to be 1.5 times higher than that of thecylindrical type. This improvement in diagnostic image quality should
lead to the early detection of abnormalities in brain function that could
not be detected with conventional PET scans.
Hemisphere is 1.5x more sensitive with the same number of detectors

CylinderHemispherer

Surface area：

23

r

r

2πr×r=2πr2

4πr2/2=2πr2

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Researchbrain-dedicated PET!
standard approach.
diseases, and the road to its practical application.

able to develop the helmet-type PET system as an efficient team bybringing in our respective strengths: we were responsible for the basic
design and detector development, and ATOX was responsible for thepractical application part such as housing development. After about
seven years of joint development, ATOX is now applying for medical
device approval, and depending on the results of the review, we expect tobe able to commercialize the product as early as next year. We areaiming to reduce the price to about 1/3 of that of conventional PET
systems.
With the downsizing of the PET system and the lowering of its price, it
may become possible to install PET systems in hospitals that werepreviously unable to install such systems due to space or price constraints
or to increase the number of PET systems in the hospital from one to twoor three. The cost of testing will also be lower, which may reduce thefinancial burden. We hope that the commercialization of this device will
make brain PET scans more accessible to more people and that all those
who need them will be able to receive them.

Reduce the burden on patientsby designing devices
that are close to people
In a typical whole-body PET scan,
the patient must endure anarrow, tunnel-like device in a
faceup position. Helmet-type PET,on the other hand, was designedwith the idea of being close to
the patient, so that the patient
can undergo a brain examination
in a relaxed sitting position. In
addition, with helmet-type PET,
the detector follows the shape ofthe head and is very close to thepatient's head, which increases detection sensitivity and shortens theexamination time. It may also be possible to further reduce the amountof radiation exposure by reducing the dosage of a test drug used.

Putting original ideas
to practical use through teamwork

Commercialization
through co-creation with a private company

We feel that there is still a lot that physical engineering can do forpatients. In other words, many technologies have yet to reach the
medical field. There are other devices and new ideas that are currently
being researched. Although this commercialization is not our goal, we
would like to use the experience we gained here and cooperate with ourtalented group members to continue to bring our great ideas and devices
to the world.

Meeting ATOX Corporation was a big turning point for the practicalapplication of the product. They were an ambitious company that wanted
to enter the medical device field, and for this helmet-type PET, theyobtained a license to manufacture and sell medical devices. We started
by holding study sessions together to share our knowledge, and we were

MIWAKO TAKAHASHI

A doctor's experience –The importance of developing technology that includes the patient's feelings
Miwako Takahashi

Principal Researcher, Imaging Physics Group, Department of Advanced Nuclear Medicine Sciences, Institute for Quantum Medical Science
Before joining QST, I worked as a physician for 16 years, mainly in a university hospital. I haveseen many patients with diseases such as dementia who are not able to communicate their
symptoms by themselves. However, we can deepen our understanding of what kind of function
has been lost and to what extent, and therefore, what kind of symptoms they are suffering fromwhile using PET. The device may not be able to speak for the patients themselves, but at least it
can bring out the underlying condition. On the other hand, PET scans require the patient to lie
on their back in a closed machine, which is something that many children and elderly patientsfeel uncomfortable with. As a doctor, it is a matter of course to provide the best medical
technology, but it is very painful to force patients to endure it, and I have always felt that weneed to solve this problem.
The helmet PET reduces such resistance. It may be possible for family members to sit next to thepatient, make eye contact, allowing the patient to undergo the examination in a relaxed state.
The basis of this development was Dr. Yamaya's idea of "developing technology that includes
the patient's feelings," and I am very proud of that idea as a member of the group.

Modified from QST NEWS LETTER, No.17, July, 2021
(Translation by Yu Saito)
24

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

ヘルメット型頭部専⽤ PET で脳幹神経核を描出
Small brain nuclei identification
using helmet-type PET in healthy volunteers
⾼橋 美和⼦ 主幹研究員
Miwako Takahashi, Principal Researcher
はじめにIntroduction

脳神経は代謝基質をグルコースに依存し FDG-PET allows the evaluation of brain functionsているため、グルコース類似体の FDG を⽤ because the neuronal metabolic substrate exclusively
いた PET 画像は、脳機能の診断を可能にし depends on glucose. FDG is an analogue of glucose,ている。現在、FDG-PET は難治性てんかん therefore, the FDG distribution in the brain reflects theneuronal activity. FDG-PET for the diagnosis ofと脳腫瘍に保険診療上の適応があり、前者はepilepsy and brain tumors is currently covered by
安静時における機能低下の局在からてんかJapan's national insurance. In epilepsy, cerebral
ん焦点診断に、後者は腫瘍⾃体の代謝と正常
hypometabolism in the inter-ictal state indicates
脳組織の代謝低下を画像化することで術前
epileptic focus, and in brain tumors, the combination ofの腫瘍悪性度診断に役⽴っている。[1-3] tumor metabolism and extensive hypometabolism of
また、認知症を含む⾼次脳機能障害では、脳 the normal cortex suggests preoperative tumor
機能の低下領域とその程度の診断が可能で malignancy [1-3]. In patients with dementia or cognitive
ある。さらに、神経変性疾患では、脳機能低 impairment, FDG-PET provides information on where
下の分布パターンは背景病理の推定に役⽴ and how much neural function is impaired.
つ。たとえば、アルツハイマー型認知症では、 Furthermore, in neurodegenerative disorders, the
どちらか⼀側を優位とする側頭-頭頂葉領域 pattern of hypometabolism provides insights into thepathological changes behind the symptoms [4].の低下が特徴的所⾒である[4]。
これまでの多くの脳研究では、解剖学的な
局在と、その領域が担う役割を、神経細胞が持つ神経伝達物質と神経線維が連絡する領域によって解明してきたため、解剖学的な階層によって脳を捉えると、機能と局在を理解しやすい。もっとも⼤きな区分は、左右の半球で、次に前頭葉・側頭葉・頭頂葉・後頭葉といった葉レベル、さらに各葉は脳回構造により成り⽴つ。脳の深部には基底核が存在し、視床や中脳、脳幹は多数の⼩神経核により構成される。したがって、より⼩さな神経領域を同定することは、より細かな機能の解明に役⽴つ。しかし、現在の PET では脳回や基底核レベルの同定にとどまり、脳溝が狭い
場合は隣り合う脳回の分離が困難である。視床は複数の神経核の集合体であるが、現在のSince many brain studies have revealed specificfunctions in relation to localized anatomical regions
based on their neurotransmitters and their neuronalconnections, a hierarchic view on anatomy is helpful tounderstand both the anatomy and the functions: theright and left hemisphere-level at the coarsest, followedby the frontal, temporal, parietal, and occipital lobelevel, gyrus-level, and small nuclei, which comprise thebasal ganglia, thalamus and brain stems. The smaller
the areas that can be identified on PET images, themore detailed and clear the functions become.
However, the ability of current PET systems is limited
to visualization of the gyrus-level and basal ganglia.
Even for gyri, each gyrus is difficult to separate when
the gyri are close to each other. For the thalamus, which
is well known to be composed of multiple small nuclei,
however, these small nuclei are not identified on PET

25

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

PET では左右⼀つずつの塊としてしか描出されない。

images, so the thalamus is now visualized as a single

このような現在の PET の限界を超えることを⽬的に、私達は検出器が半球状に配列する頭部専⽤ PET の開発を進め、その形状からヘルメット PET と名付け、今回、正常ボラ
ンティアの FDG-PET の頭部撮像に成功したので報告する。

To overcome this limitation of the current PET systems,

mass on each side.

we developed a new brain-dedicated PET scanner inwhich the detectors were arranged in a compact
hemisphere like a helmet. Therefore, we call it “helmettype PET”. In this study, we succussed the brain FDGPET imaging in normal healthy volunteers.

Figure 1 Photographs of the whole-body PET (Discovery MI) and the helmet-type PET (Vrain).

Figure 2 Representative images: (upper row) helmet-type PET, (middle) whole-body PET, and (bottom)
MRI T1WI. The right column shows axial images at the level of the substantia nigra (arrow) and the red
nuclei (dashed arrow).

26

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

対象と⽅法

Materials and Methods

健常ボランティアの参加基準は、精神神経科領域の治療歴、頭部外傷歴、喫煙歴の無い
20 歳から４９歳男性とした。本研究は QST
臨床研究審査委員会により承認を受け、被験者には⼗分な説明を⾏い、書⾯による同意を得て実施した。

This prospective clinical study was approved by theInstitute Review Board of QST. The inclusion criteria
were as follows: age range from 20–49 years, nohistory of neuropsychiatric disorders or brain injuries,
and a non-smoker. All participants provided written
informed

consent

after

receiving

sufficient

explanations.

6 時間以上の絶⾷の後、静かな部屋にある All participants fasted for at least 6 hours before FDG
全⾝⽤ PET ベッド上で 5 分以上の安静閉眼 injection, and at the time of injection, each had a blood
glucose level that was below 100 mg/dL. Each subject
状態を保ち、確保しておいた静脈ルートから
was administered 4.1±0.5 MBq/kg (0.11 ±0.01 mCi/kg)
4.1±0.5 MBq/kg (0.11 ±0.01 mCi/kg)を投与 after a 5-min rest in the supine position on a bed of theした。投与時の⾎糖値は 100mg/dl 以下であ whole-body PET/CT system (Discovery MI; GEった。
投与 30 分後から全⾝⽤ PET (Discovery Healthcare, Milwaukee, WI, USA). 30 min after theMI)により 10 分間の頭部撮像を⾏った。その injection, a 10-min PET scan was performed with the
後、ヘルメット PET へ移動し、FDG 投与 45 whole-body PET/CT. Then, a 10-min scan was
performed with the helmet-type PET; this started at 45
分後から 10 分間の頭部撮像を⾏った。また、
min after the injection. MRI was also performed on the
同⽇に頭部 MRI の撮像を⾏った。
same day.

Fig.1 に全⾝⽤ PET とヘルメット PET の撮 Photos of a participant undergoing a PET scan are
像中の様⼦を⽰す。ヘルメットＰＥＴでは座 shown in Figure 1. In the helmet-type PET, only the位で、頭部のみ専⽤のベルトで固定している。 head is fixed in the sitting position. As the face is not
顔は装置で隠れないため、撮像中も表情を確 hidden by the PET gantry, it is easy to check the facial
認することが容易である。全⾝⽤ＰＥＴでは expression even during scanning. In the whole-body
PET, not only the head but also the trunk is fixed with
仰臥位で、頭部のほか躯幹部も安全のため専
a special belt for safety in the supine position. It is
⽤のベルトで固定している。頭部が装置のガ difficult to check the face because the head is inside
ントリー内にあり、撮像中に表情を確認する the PET gantryのは難しい。
All PET images were reconstructed by the OSEM

method followed by a 4-mm Gaussian smoothing filter,

PET データは OSEM 法で画像再構成し、4mm のガウシアン・フィルターにより平滑化
を⾏い、対象者の PET 画像を頭部 MRI TIWIに 形 態 学 的 位 置 合 わ せ を ⾏ っ た (PMOD
version 3.7)。画素値は投与量と体重から SUV
値に変換し、視覚的評価を⾏った。さらに、
PET 画像を MRI 標準脳を⽤いて解剖学的標
準化を⾏い、AAL VOI テンプレートを利⽤
し、lobe レベルの各領域の平均 SUV 値を算出し、全⾝⽤ PET と統計学的⽐較を⾏った。

and co-registered to each subject’s MRI T1WI using
the software in PMOD (PMOD version 3.7; PMOD
Technologies Ltd., Zurich, Switzerland). Voxel values
were converted to standardized uptake values (SUVs)
using the patient’s weight and FDG injection dose,then, they were evaluated visually. Using the ALL VOI
template after anatomical normalization of all PET
images, average SUVs were statistically compared
between the helmet-type PET and whole-body PET forthe lobe-level area.

27

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Results

結果

解析対象者は 10 名(22 歳から４５歳)で、 PET data from ten subjects (age from 22 to 45 y) were
代表的な脳画像を Fig.２ に⽰す。視覚的評 analyzed. Representative images are shown in Figure
価では、脳回レベル、基底核の描出はヘルメ 2. The structures of gyri and the basal ganglia wereット PET と全⾝⽤ PET は同等であるが、脳 visualized equally by the two PET systems, but they
were more clearly depicted in the helmet-type PET
回が密接する領域では、ヘルメット PET で脳even where gyri were located together closely. As
回の同定が容易であった。脳幹部では下丘、
shown in Figure 2, the Inferior colliculus, red nuclei and
⾚核、⿊質（緻密部）の同定が可能であるが、substantial nuclei were clearly visualized on theヘルメット PET でより明瞭に描出されていhelmet-type
PET
images.
Somelocalized
た。視床には、ヘルメット PET では、いくつ accumulations in the thalamus were identified for the
かの局在した FDG 集積部位が同定され、視 helmet-type PET, which corresponded to the anterior,
床を構成する前核群、内側核群、視床枕に相 dorsal medial nuclei and pulvinar nucleus, but they
当すると考えられた。全⾝⽤ PET では、これ were difficult to identify on the whole-body PETらを区別することは困難であった。
images.
各領域の SUV は、内側側頭葉、外側側頭葉、 SUVs of the medial temporal, lateral temporal lobe,
後帯状回・楔前部において、ヘルメット PET and the combination of the posterior cingulate andは全⾝⽤ PET に⽐べ、有意に⾼い値であった precuneus area were statistically higher for the helmet(paired-t test; p=0.008, 0.021, <0.001,) type PET than for the whole-body PET (paired-t test;
p=0.008, 0.021, <0.001, respectively) (Figure 3).
（Fig.３）。

Figure 3 Average and average±SD of SUVs are presented by the bars according to regions: frontal,
medial and lateral temporal, parietal lobe, and posterior cingulate (PC) and precuneus (Prec) area,
occipital lobe, striatum, and cerebellar. Red bars, helmet-type PET; Black bars, whole-body PET. Paired ttest; * p<0.05, ** p<0.001

28

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

考察

Discussion

新たに開発したヘルメット PET は、従来の全⾝⽤ PET に⽐して、脳幹部にある下丘、⾚核、⿊質や、視床にある⼩領域のより明瞭な描出に成功した。

This study showed that the helmet-type PET moreclearly visualized the inferior colliculus, red nuclei inthe brain stem, and the small nuclei in the thalamus
than a current whole-body PET system did.
Many researchers have been developing brain-

これまでにも頭部専⽤ PET の開発は多くの研究者によって推進され、1.4-3mm 程度の空間分解能の達成と、頭部画像が⽰されてきた。[5-9]ヘルメット PET が先⾏する頭部専
⽤ PET に⽐して良好な画質が得られた理由として、3mm の⾼い空間分解能のほか、⾼い
時間分解能(245ps)[10]と NECR ピークが臨
床応⽤の条件に最適化されていたことが重要であったと考えられる。

dedicated PET systems in which the spatial resolution
was reported to be 1.4-3 mm, and they have shown
human brain images [5-9]. Compared to thoseprevious studies, the helmet-type PET successfully
identified the small nuclei in the deep brain regions,and this was probably due to the high coincidence
resolving time (245 ps) [10] and the optimal NECR
peak which is suitable for clinical conditions, as well as
the high special resolution of 3 mm.

標準脳テンプレートによる各領域の SUV
値⽐較では、内側側頭葉、外側側頭葉、後帯状回・楔前部において、ヘルメット PET で⾼い傾向があった。ヘルメット PET は散乱成分の低減化も達成しており、内側側頭葉や後帯状回・楔前部は、⼊り組んだ構造をもって深部に存在するため、散乱成分が多い FOV 中⼼部においても良好なコントラストが得られた
ことによると推測している。

The higher tendency in SUVs of the medial temporal
lobe and posterior-cingulate-precuneus area probably
suggested better quality of helmet-type PET images
because helmet-PET achieved in reducing scatter
fraction, which preferentially occurring in the central
area of FOV. Therefore, it attributed to improve thecontrast especially for the complicated structures
located in a deep region.
Previously these small nuclei have been investigatedby postmortem studies, small samples resected in

脳の⼩領域の解剖や機能の多くは、死後脳や他の哺乳動物による外挿、外科治療による
ごく⼀部の⽣検組織によるものである。これ
らの⼿法によって、⼩さな神経核が特有の神
経伝達物質をもち、脳の広い範囲と線維連絡によって作⽤することで、運動や情動、⾼次脳機能の制御に関わることが⽰唆されてきた。しかし、診断や治療に役⽴つためには PET
イメージングが重要な役割を果たす。本装置によって、視床や脳幹にある⼩さな神経核の評価可能になり、これらの診断や疾患理解に役⽴つことが期待される。

surgery, and extrapolation from experimental animalstudies, in which it was shown that the nuclei had
specific neurotransmitters and interconnections withmultiple areas of the brain. This suggested that thenuclei potentially regulate motor, emotional andcognitive functions. But, to make use of these findings
in clinical settings, PET imaging is necessary. The
helmet-type PET should be helpful in revealing thepathophysiology of these diseases by evaluating thesmall nuclei present in the thalamus and deep brain
areas.

29

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

まとめ

Conclusion

開発したヘルメット PET で正常ボランテ
ィア脳撮像を⾏い、従来の FDG-PET では描出し得なかった脳深部の⼩領域を描出することに成功した。

Brain imaging using helmet-type PET was successfully
performed for the brain of healthy volunteers and small
nuclei in the deep brain areas were visualized.

Acknowledgements
Collaborators

Grants

Go Akamatsu, Yuma Iwao, Yuhei Takado, Hironobu Endo, Kiwamu Matsuoka,
Kenji Tagai, Keisuke Takahata, Makoto Higuchi, Tatsuya Higashi, and Taiga Yamaya(QST)
This study was supported by ATOX Co., Ltd.

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30

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

マーカーレス頭部 PET 体動補正法の開発
Marker-less motion correction for brain PET
岩男 悠真 研究員
Yuma Iwao, Researcher
はじめにIntroduction

PET 検査はがん診断を中心として用いられてきた．一方で，認知症診断に有用なアミロイドβやタウ蛋白の可視化が可能な新しい PEＴ薬剤が開発されたことにより，頭部 PET 検査に対する需要が高まっている．しかし，PET 検査は 10 分程度の撮像時間を有し，その最中に被験者は静止していることが求められる．自発的な静止が難しい場合には，バンド等を用いた拘束が伴われることもある．これは被験者にとって大きな負担であり，さらに認知症患者などを対象とした場合，拘束を行っても静止した状態を保つのが困難なケースも想定される．

PET scans have been used mainly for cancer diagnosis. On
the other hand, demand for head PET scans is increasing due
to the development of new PET tracers those can visualize
amyloid-β and tau protein, which are useful in the diagnosis ofdementia. However, the PET scan requires the head of a
subject be kept without movement during about a 10-minutemeasurement. If subjects are unable to remain still voluntarily,
they may be restrained with a band. This is a heavy burden forthem, and in some cases, such as in patients with dementia, it
is difficult to maintain a stationary state even with the restraintuse.
If the motion of the subjects can be corrected during the PET

PET 再構成時に被験者の動きを補正することができれば，必ずしも静止している必要性はなくなり，被験者の負担を大きく減らすことが可能である．これまでに，こうした PET 体動補正に関する研究は多数報告されているが[1-3]，精度や運用の難しさから実用には至っていない．

image reconstruction process, the subjects do not necessarily
have to remain stationary, and the burden on the subjects canbe greatly reduced.
Numerous studies have been reported on PET motion
correction [1-3]. However, such correction has not yet been put
to clinical use due to accuracy and difficulties in operation.

そこで本研究では，臨床の場を想定した運用が容易でかつ高精度な体動補正プロセスを提案する．具体的には．被験者の頭部形状を利用することで，マーカレスでかつキャリブレーション測定の不要な体動補正プロセスを実現する．

In this study, we propose an easy-to-use and highly accurate
motion correction process for clinical use. Specifically, we
propose a marker-less and calibration-less motion correction
process by using the subject's head shape.
In last year's report, we showed the results of accuracy

昨年度の報告において，ファントム実験による精度検証の結果を示した．本報告書においては，今年度実施した臨床試験の結果を中心に報告を行う．

verification by phantom experiments. In this report, we focus

手法

Method本研究では，外部センサによって取得したモーションデータからは，トラッキングに用いた顔の表面
形状をリファレンスとして用いる．また，PET 再構
成時には CT から構成される吸収補正マップが必要となるが，吸収補正マップからは簡単なしきい値処理で頭部形状を抽出することができる．これら 2 つIn this research, the motion data acquired by an externalon the results of the clinical test conducted this year.

sensor for tracking use the surface shape of the face as areference. In the PET reconstruction process, an attenuation
correction map composed of CT images is required, fromwhich the head shape can be extracted by thresholdprocessing. By matching the two head models, we derive

31次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Researchの頭部モデルをマッチングすることで，PET と外部センサという異なるシステムの座標系を統一するキャリブレーションパラメータを導出する．

calibration parameters that unify the coordinate systems of the

再構成には，Carson らの提案する MOLAR 法[4,5]をベースとし，CUDA 演算を利用した高速化手法の構築を行った．

compensation OS-EM list-mode algorithm for resolution-

PET and external sensors.
The reconstruction method is based on the motionrecovery/reconstruction (MOLAR) method [4,5] proposed by
Carson et al.
We conducted a clinical study with 8 volunteers. The PET

提案手法の効果を実証するため，ボランティア 8名を対象としたＦＤＧ撮像の臨床試験を行った．Ｐ
ＥＴ装置は我々のチームで開発を行っているヘルメ
ット型ＰＥＴ装置[6]を用いて，外部センサとしては
Ｍｉｃｒｏｓｏｆｔから発売されているＡｚｕｒｅ
Ｋｉｎｅｃｔを用いた．

system was a helmet-type PET [6] system developed by our
team, and the external sensor was Azure Kinect fromMicrosoft.
First, static imaging was performed with the head fixed for 10
minutes (Scan1). Then, the subject was unfastened and wasallowed to move the head for 15 minutes (Scan2). The subjects

まずは頭部を固定した状態で 10 分間静的な撮像を行う(Scan1)．続いて固定を外して 15 分間被験者
が頭を動かした状態で撮像を行う(Scan2)．被験者には正面の壁に貼ってあるマーカを目安とし，目線ごと頭をマーカに向けるような形で頭を動かすよう指示を出している．また，一つのマーカは一定時間注視
してから次のマーカにうつるよう指示しており，その間隔は最初の 5 分は 1 分ごと，次の 5 分は 30 秒
ごと，最後の 5 分は 20 秒ごととなっている．

were instructed to move their heads in such a way that their

結果

Results

Scan2 において，トラッキングされた被験者のモーションを Figure1 に示した．グラフからわかるよ
うに，被験者は一定間隔で最大 30 度程度の動きを行っている．

The typical tracking motion of one volunteer subject is showneyes and heads face the markers on the front wall as a guide.
They were instructed to gaze at one marker for a certain periodof time before moving to the next marker, with intervals of 1
minute for the first 5 minutes, 30 seconds for the next 5
minutes, and 20 seconds for the last 5 minutes.

in Figure 1. As can be seen from the graph, the subject moves
up to about 30 degrees at regular intervals.
Reconstructed

images

are

shown

in

Figure2.

The

reconstruction conditions were use the list mode OSEM,

再構成画像を Figure2 に示した．再構成条件はリ
ストモード OSEM，Normalize, Attenuation, Scatter
コレクション実施．(b)に示した画像は動きを付与した Scan2 における体動補正無しの結果である．画像のブレが大きく，細かなコントラストが消失していることが明らかであるが，補正を行った(c)は静的な状態の撮像結果である(a)と視覚的には同等の画質が得られていることがわかる．

normalize, attenuate, and make scatter collections. The image
shown in (b) is the result of Scan2 without motion correction.
Clearly, there is a large amount of blur and loss of fine contrast
in image (b), but the corrected image (c) is visually equivalent
to the static image (a).
For quantitative evaluation, we took 8 anatomical ROIs in thebrain and compared the average SUVR values between Scan1
and motion corrected Scan2 images. The average results for 8

定量的な評価を行うため，脳内部に 8 個の解剖学的な ROI を取り，SUVR の平均値を Scan1 と Scan2の補正画像とで比較を行った．結果を Figure3 に示した．すべての領域において，静的撮像との間で統計的な有意差は確認されなかった．

ROIs in 8 subjects are shown in Figure 3. No statisticallysignificant differences were found between images in all
regions.

32

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Motion Amoutn (mm) or (deg)30Translation

Rotation
Rotaion

25
20
15
10
5
0
0

200

400

(s)
Time (sec)

600

800

Figure 1 Typical motion amount of one volunteer in the study (Scan2)

まとめ

Conclusion

ヘルメット型 PET のための事前キャリブレーショ
ン不要の体動補正手法を提案し，臨床試験によりその有効性を示した．

We proposed a motion compensation method for helmet-type
PET without pre-calibration and showed its effectiveness a byclinical study with healthy volunteers.

Figure 2 Resulting images: (a) reconstructed image of Scan1 without motion correction, (b) reconstructed image of Scan2
without motion correction, and (c) reconstructed image of Scan2 with motion correction.

33

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 3 Statistical analysis results of SUVR average in each ROI for the 8 volunteer subjects,
ns means not significant between static and motion corrected images.

Acknowledgements
Collaborators

Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Miwako Takahashi, and Taiga Yamaya (QST)
Taichi Yamashita (ATOX Co., Ltd)

References
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prototype with a hemispherical detector arrangement. Phys Med Biol. 2020;65:145008.

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次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

量⼦ PET
Quantum PET
⽥久 創⼤ 研究員
Sodai Takyu, Researcher
はじめにIntroduction

PET 薬剤から放出される陽電⼦は、電⼦と対消滅する前に、ポジトロニウム(Ps)というエキゾチック
原⼦を形成する場合がある。陽電⼦と電⼦のスピンが平⾏な Ps をオルソ・ポジトロニウム(o-Ps)、反平⾏な Ps をパラ・ポジトロニウム(p-Ps)という。その⽣成⽐は 3:1 である。o-Ps が対消滅光⼦ペアに変わるまでの時間（寿命）は、周辺の電⼦密度等によって変化する。

Some of the positrons emitted from PET tracers form the exotic
atom positronium (Ps) before annihilating with electrons. Ps in
which the spin of the positron and the electron is parallel isdesignated as ortho-positronium (o-Ps), and Ps in which thespin is anti-parallel is para-positronium (p-Ps). Their formation
ratio is 3:1. The lifetime by which o-Ps annihilates to 511 keV
photons depends on the surrounding electron density.
We showed that the o-Ps lifetime in water is linearly related tothe oxygen partial pressure [1], and now we are conducting

我々は⽔中の o-Ps 寿命が酸素分圧と直線関係にあることを発⾒し[1]、Ps を新たなバイオマーカーとする「量⼦ PET」の実現を⽬指した研究開発を⾏っている。その第⼀の応⽤例は、腫瘍の酸素濃度の画像化である。低酸素状態の腫瘍は放射線治療への抵抗性があるため、その抵抗性を治療前に⾒極めて治療計画に⽣かすことができる。

research and development to realize "quantum PET (Q-PET)"
using o-Ps as a new biomarker. The first application is imaging
the oxygen concentration of tumors. Because tumors in a
hypoxic state are resistant to radiotherapy, Q-PET is expected
to allow investigation of the resistance prior to treatment andto allow utilization of the resistance for treatment planning.
In this report, we introduce some aspects of two-dimensional

2021 年成果として、量⼦ PET 実現の第⼀歩である o-Ps 寿命の 2 次元画像化実験と、治療効果の即時センシングを⽬指したラジカルの o-Ps 寿命測定への応⽤について報告する。

imaging of the o-Ps lifetime, which is the first step to realize Q-

o-Ps 寿命の 2 次元画像化

Two-dimensional imaging of o-Ps lifetime

量⼦ PET の撮像対象の核種は、1157 keV の即発
ガンマ線と陽電⼦を放出する 44Sc（半減期 4 時間）
が最も有望である(Figure 1 (a))。量⼦ PET では、
PET とコンプトンカメラを組み合わせた Whole
gamma imaging (WGI)法[2]により、対消滅光⼦ペアの同時計数線と即発ガンマ線のコンプトンイメージ
ングで決まる円錐側⾯との交点で線源位置を特定する(Figure 1 (b))。さらに即発ガンマ線と対消滅光⼦
ペアの検出時間差から o-Ps 寿命を求める。

The most promising imaging target of Q-PET is 44Sc (half-life:

PET. Application to the measurement of radicals for immediate
sensing of treatment effects is also discussed.

4 h), which emits 1157 keV prompt gamma rays and positrons(Figure 1 (a)). In Q-PET, the source position is localized by theintersection of the coincidence line of the annihilation photons
and the Compton cone determined by Compton imaging of theprompt gamma ray, using the whole gamma imaging (WGI)
method [2], which is a combination of PET and the Compton
camera (Figure 1 (b)). The o-Ps lifetime is calculated from thedetection time differences between the annihilation photons
and the prompt gamma ray.
Here, as a first step toward realizing the Q-PET principle, we

ここでは、量⼦ PET の初期実証として、PET 検出 performed a two-dimensional imaging experiment for the o-Ps器を使った o-Ps 寿命の 2 次元画像化実験を⾏った。 lifetime using a pair of PET detectors.

35

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 1 Simplified 44Sc decay scheme (a) and concept of “Q-PET” for o-Ps lifetime imaging by WGI (b).

材料と⽅法

Materials and methods

浜松ホトニクス製 time-of-flight (TOF)-PET モジ
ュール（C13500-4075LC-12）ベースの PET 検出器
ペアを実験に⽤いた[3]。この検出器は、4.2×4.2×
10 mm3 の lutetium fine silicate （LFS）シンチレ
ータを 12×12 でアレイ化し，受光⾯サイズ 4 x 4mm2 の MPPC アレイに 1 対 1 で結合した検出器である。エネルギー、時間、位置情報をリストモード形
式で記録することができ、同時計数時間分解能は250 ps である[4]。この検出器ペアを 10 cm の距離で対向する向きに置いた(Figure 2 (a))。

We used a pair of time-of-flight (TOF)-PET module-based
detectors (C13500-4075LC-12, Hamamatsu Photonics K.K.)[3]. Those two detectors have a 12 × 12 array of 4.2 × 4.2 × 10mm3 sized lutetium fine silicate (LFS) scintillators which is
coupled to a 12 × 12 array of 4.0 × 4.0 mm2 sized multi-pixel
photon counters (MPPCs) in a one-to-one manner. The two
detectors acquire the energy, time and position information of
detected gamma rays in a list-mode data format of single
events and have 250 ps coincidence resolving time [4]. The
two detectors were oppositely placed at a distance of 10 cm(Figure 2 (a)).
Instead of 44Sc, 22Na, which emits 1275 keV prompt gamma
rays and positrons, was used as a radioactive source. Two thinfilm 22Na sources were individually sandwiched between two
types of reference materials [5-6] having known o-Ps lifetimes(2.10 ± 0.05 ns and 1.62 ± 0.05 ns). The sandwiched sourceswere placed in the center between the detectors. The
measurement time was set to 1 h.

44

線源は Sc の代わりに、1275 keV の即発ガンマ線と陽電⼦を放出する 22Na を使⽤した。薄膜状の22
Na 線源 2 つを既知の o-Ps 寿命（2.10±0.05 ns と1.62±0.05 ns）を持つ 2 種類の標準物質[5, 6]で各々挟み、検出器間の中央に置いて 1 時間測定した。
測定データから即発ガンマ線と対消滅光⼦ペアのトリプルコインシデンスイベントを抽出し、対消滅
光⼦ペアによる 2 次元投影画像を作成した。その画
像上の各線源に該当する点において、即発ガンマ線と対消滅光⼦の検出時刻差スペクトル（Ps 寿命スペクトル）を取得した。それらのスペクトルの o-Ps 寿
命を計算し、2 次元 o-Ps 寿命画像を得た。

The triple coincidence events of the prompt gamma-ray andannihilation photons were extracted from the measurement
data. A two-dimensional projection image of the annihilation
photons was created from the triple coincidence events. The
time difference spectra (Ps lifetime spectra) of prompt gamma
ray and annihilation photons were obtained at the points
corresponding to each source in the image. The o-Ps lifetimesof those spectra were calculated and a two-dimensional o-Ps
lifetime image was obtained.

Ps 寿命スペクトルの概略図を Figure 2 (b)に⽰す。
A schematic diagram of the Ps lifetime spectrum is shown in
ここで、縦軸のカウントは対数表⽰とする。このスペ
Figure 2 (b). Here, the counts on the vertical axis are
クトルは主に、Ps を形成しなかった陽電⼦および p- logarithmic. The spectrum is mainly divided into threePs による短寿命成分、o-Ps による⻑寿命成分、およ components: a short-lived component due to positrons that did
び偶発同時計数成分（バックグラウンド）に分かれて not form Ps and p-Ps, a long-lived component due to o-Ps, andいる。本研究ではこの⻑寿命成分について𝑒 ⁄ の式 a random coincidence component (background). In this study,
the long-lived component was fitted by the least-squares
で最⼩⼆乗法によるフィッティングを⾏い、o-Ps 寿
method using the equation 𝑒 ⁄ and the o-Ps lifetime was
命を計算した(𝜏 = o-Ps 寿命)。
calculated (𝜏 = o-Ps lifetime).

36

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 2 Experimental setup (a) and simple diagram of a Ps lifetime spectrum (b).

結果と考察

Results and discussion

Figure 3 (a)にトリプルコインシデンスイベントから作成した 2 次元投影画像を⽰す。画素値の単位はカウントであるため、この画像は放射能分布を⽰している。画像上の点 P1 と P2 における Ps 寿命スペクトルを Figure 4 の(a)と(b)に⽰す。これらのスペ
クトルの o-Ps 寿命フィッティング結果は、P1: 2.10
±0.07 ns 、P2: 1.64±0.05 ns となった。両⽅とも認証値とは誤差の範囲内で⼀致した。この結果を 2次元画像にしたものが Figure 3 (b)である。画素値の単位が寿命[ns]に変わり、o-Ps 寿命の 2 次元画像化に成功した。異なる 2 つの o-Ps 寿命を 2 次元画像上で区別することができた。

Figure 3 (a) shows a two-dimensional projection image
reconstructed from the triple coincidence events. Since the unitof pixel value is count, this image represents the radioactivity
distribution. The Ps lifetime spectra at points P1 and P2 in theimage are shown in Figures 4 (a) and (b). The o-Ps lifetime
fitting results of these spectra were P1: 2.10 ± 0.07 ns and P2:
1.64 ± 0.05 ns. Both values agreed with the certified values
within the error margin. Figure 3 (b) shows a two-dimensional
image of these results. The unit of pixel value was changed tolifetime [ns]. Therefore, we carried out two-dimensional
imaging of the o-Ps lifetime successfully. The two different oPs lifetimes could be distinguished in the two-dimensional
image.

Figure 3 2D projection images. The pixel value means counts in (a) and o-Ps lifetime [ns] in b). The size of each image
pixel was 4.2 × 4.2 mm2 and the number of the pixels was 12 × 12.

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次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 4 Obtained Ps lifetime spectra in the image pixels P1 and P2 in Figure 3 (a) for P1 (a) and P2 (b). The calculated
lifetimes and fitting results (red lines) are also shown. The fitting range was 3.5 ns to 8 ns.

ラジカルの o-Ps 寿命測定

o-Ps lifetime measurement of radicals

放射線治療効果の⼀部は、ヒドロキシルラジカル(·OH)やスーパーオキサイド(·O2­)等の不対電⼦を持つフリーラジカルによりもたらされる。フリーラ
ジカルは反応性に富み寿命が短いため、⽣体内でのその動態の検出は困難であった。

Some radiotherapy treatment effects are brought about by free
radicals with unpaired electrons, such as hydroxyl radicals(·OH) and superoxide (·O2-). Since free radicals are highly
reactive and have short lifetimes, it has been difficult to detect
their dynamics in vivo.
We considered that the Q-PET principle, which detects the

我々は、o-Ps により電⼦密度の変化を捉える量⼦
PET の⽅法は、⽣体内フリーラジカルを直接定量できるのではないかと考えた。フリーラジカルをイメージングして線量分布に直接換算できれば、量⼦PET は治療計画のみならず、治療効果の即時センシ
ングにも応⽤できる（Figure 5）。

change in electron density by o-Ps, could directly quantify free
radicals in vivo. If the free radicals can be imaged and directly
converted to the dose distribution, Q-PET can be applied not
only for treatment planning but also for immediate sensing oftreatment effects (Figure 5).
In this report, we experimentally investigated the correlation

本報告では、量⼦ PET によってフリーラジカルが検出出来るかを検証するための最も基礎的な段階として、⻑寿命ラジカルと o-Ps 寿命の相関性を実験的に調べた。

between long lifetime radicals and o-Ps lifetime, as the mostfundamental step to verify whether Q-PET can detect free
radicals.

Figure 5 Goal of this study: sensing of treatment effects by quantifying free radicals using Q-PET.

38

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

材料と⽅法

Materials and methods

TEMPOL（テンポール）は安定な不対電⼦（フリ TEMPOL is an organic compound, which is known to be a
ーラジカル）を分⼦上に 1 つ持つ有機化合物である。 stable and long lifetime radical. We prepared TEMPOL
純⽔に TEMPOL を溶かし、14 mM、42 mM、145 solutions of 14 mM, 42 mM and 145 mM by dissolving
mM の TEMPOL ⽔溶液を⽤意した。前述した TOF- TEMPOL in pure water. The TOF-PET detectors describedabove were placed at a distance of 10 cm (Figure 6 (a)), and a
PET 検出器を 10 cm の距離で配置し（Figure 6 (a)）、thin film 22Na source was placed on the center of an aluminum
その間にあるアルミニウムプレートの中央に薄膜
plate between the detectors. Each of the TEMPOL aqueous
22
Na 線源を置いた。7.5μm 厚さのカプトンフィルム
solutions was used to fill a vessel made of 7.5 μm thick Kapton
で作った器を介して、22Na 線源の上にこれらの⽔溶
film that was placed above the 22Na source (Figure 6 (b)). The
液を配置した（Figure 6 (b)）。この時、22Na 線源か positrons emitted from the 22Na source could form Ps only
ら発⽣した陽電⼦は⽔溶液まで達した時のみ Ps を when they reached the TEMPOL aqueous solution. The
形成する可能性がある。4 時間の測定を⾏い、得られ measurement was performed for 4 h and the Ps lifetime
たデータから Ps 寿命スペクトルを取得した。また o- spectrum was obtained from the acquired data. The o-Ps
Ps の寿命も前述の⽅法で計算した。これらの結果を lifetime was also calculated using the method describedabove. These results were compared with those of pure water.
純⽔と⽐較した。

Figure 6 Experimental setup (a) and side view of the measurement target (b).

Results and discussion

結果と考察

Ps 寿命スペクトルの⽐較を Figure 7 (a)に⽰す。 A comparison of Ps lifetime spectra is shown in Figure 7 (a). It
can be seen that the decay of the o-Ps component became
TEMPOL のモル濃度が上がると、o-Ps 寿命成分がshorter as the molar concentration of TEMPOL increased. As
短くなっていることがわかる。モル濃度が下がると、
the molar concentration decreased, it approached the decay
純⽔の o-Ps 寿命成分の形状に近づいた。
curve of the o-Ps component of pure water.
こ れ ら の o-Ps 成 分 か ら 求 め た o-Ps 寿 命 とTEMPOL 濃度の相関を Figure 7 (b)に⽰す。本実験で測定した 4 点の範囲では、直線関係にあることが⽰唆された。o-Ps 寿命とラジカルの濃度は相関があり、それらを PET 検出器で測定可能であることを⽰した。

The correlation between the o-Ps lifetimes calculated fromthese o-Ps components and TEMPOL concentration is shownin Figure 7 (b). It was suggested that there was a linear
relationship within the range of four points measured in thisexperiment. The results showed that the PET detectors canmeasure the correlation between the o-Ps lifetime and theconcentration of radicals.

39

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 7 Comparison of each Ps lifetime spectrum (a) and correlation of TEMPOL concentration and o-Ps lifetime (b).

まとめConclusion

本稿では、o-Ps 寿命の 2 次元画像化による量⼦PET コンセプトの初期実証と、⻑寿命ラジカルと oPs 寿命の相関性について報告した。今後は、⽣体内の酸素濃度に近い条件下での画像化試験やより寿命の短いラジカルの o-Ps 寿命測定に挑戦する。

We reported the initial demonstration of the Q-PET concept by
two-dimensional imaging of the o-Ps lifetime and thecorrelation between long lifetime radicals and o-Ps lifetime. In
the future, we will undertake two-dimensional imaging using
conditions similar to the oxygen concentration in vivo and also
undertake o-Ps lifetime measurements of shorter lifetime
radicals.

Acknowledgements
Collaborators

Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, Ken-ichiro Matsumoto,Ikuo Nakanishi, Takashi Simokawa (QST)
Kengo Shibuya (University of Tokyo)

GrantsDirectorate’s Fund (PI: Taiga Yamaya): Q-PET for oxygen sensing
QST President’s Fund (PI: Sodai Takyu); Q-PET for free radical sensing

References
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[8]

40

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

WGI 4 号試作機のシミュレーション設計
Design and simulation of the 4th WGI prototype
菊地 智也 実習⽣/千葉⼤ （菅研究室 学部４年⽣）
Tomoya Kikuchi, Trainee / Chiba University (Suga-lab, B4)
Introduction

はじめに

Whole gamma imaging (WGI) is a new imaging method that

Whole gamma imaging（WGI）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である[1]。PET リングの内側に散乱検出器リングを挿⼊することで、Figure 1 に⽰すように 2 種類の画像化⽅法を１つのシステムで実現する。PET は核医学診断装置の中でも⾼い感度、空間分解能を有するが撮像可能な核種は陽電⼦放出核種に限られてしまう。そこで幅広いエネルギー帯を撮像することのできるコンプトンイメージングの⼿法を融合すること
で、様々な核種のイメージングが可能となる。

combines PET and Compton imaging [1]. By inserting ascatterer detector ring inside a PET ring, it is possible tocombine two different imaging systems into one system, as
shown in Figure 1. PET has the highest sensitivity and thehighest spatial resolution among nuclear medicine diagnostic
methods, but its imaging target is limited to positron emitting
radionuclides. Therefore, when combining with a Compton
imaging technique which can image a wide range of gammaray energies, WGI can have an imaging capability for a variety
of radionuclides.
89

Zr, which has a half-life of about 78 hours, is one of the PET89

半減期約 78 時間の Zr は、抗原抗体反応を利⽤するイメージングに適した PET 核種として知られている[2]。しかし陽電⼦放出に⽐べ 4 倍ほど多く放出される 909 keV シングルガンマ線が、従来の 89ZrPET では画質低下の要因になっていた。WGI ではこのシングルガンマ線もコンプトンイメージングにより有効利⽤できるため、画質低下を抑えるのみならず、感度そのものの向上が期待出来る[3]。

tracers that are suitable for imaging based on an antigenantibody reaction [2]. However, 909 keV single gamma ray
emission, which occurs four times more frequently thanpositron emission, has been a factor to degrade image quality
in conventional 89Zr-PET. Since WGI can effectively use thesingle gamma ray emission via Compton imaging, WGI is
expected to improve the image quality as well as the sensitivity
itself [3].
Therefore, we are developing the WGI systems to realize

そこで我々は、PET を超える核医学イメージング nuclear medicine imaging that outperforms PET. Threeの実現を⽬指して WGI の開発を進めている。これま generations of WGI prototypes have been developed. In thisthで 1 号機から 3 号機までの試作を⾏っている。本研 report, we designed the 4 WGI prototype to have better
sensitivity and angular resolution than the 3rd WGI prototype,
究では、感度と⾓度分解能を⾼めた WGI 4 号試作機
and predicted the performance by simulation.
を設計し、シミュレーションにて性能予測を⾏った。

Figure 1 Principle of whole gamma imaging.

41

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

WGI 4 号試作機とその性能評価⽅法

Simulated 4th WGI and figures of merit

Geant4 モンテカルロシミュレーションを⾏った。
Table 1 に⽰すように、PET 検出器リング（LGSO シンチレータ、直径 32 cm）の内側に、散乱検出器リング(HR-GAGG シンチレータ、直径 8.6 cm)を挿⼊した。散乱検出器の厚みを 15 mm に固定し、1 層・2 層・3 層 DOI 構造の散乱検出器で 3 種類の WGI 4号試作機(Figure 2)を模擬した。このときの吸収検出器のエネルギー分解能は 13.7%@511 keV[4]、散乱検出器については 4.6%@ 511 keV とした。⽐較のためにモデル化した WGI 3 号試作機のエネルギー分解
能は、実測値にもとづき、散乱検出器で 8.6%@511
keV、吸収検出器で 10.4%@511 keV とした。

We conducted a Monte Carlo simulation with the Geant4
toolkit. We modeled the WGI geometry, in which a scatterer
detector ring (8.6 cm inner diameter; HR-GAGG crystals) was
inserted into a PET ring (32 cm inner diameter; LGSO crystals).
Other specifications for the simulation model are as shown in
Table 1. The thickness of the scatterer crystal was fixed at 15mm. Three types of scatterer detectors, non-DOI, 2-layer DOI
and 3-layer DOI were compared (Figure 2). The energy
resolution of the absorber detector was set to 13.7% at 511
keV [4] and that of the scatterer detector was set to 4.6% at
511 keV. The 3rd WGI was also modeled as a reference, andthe energy resolution of the 3rd WGI prototype was set to 8.6%
at 511 keV for the scatterer detector and 10.4% at 511 keV for
the absorber detector, which were extracted from measured
data for the 3rd WGI prototype.

89

Zr 点 線 源 を ⽤ い て 、 ⾓ 度 分 解 能 Angularresolution measure (ARM)とコンプトンイメージン
グ感度を調べ、WGI 3 号試作機との⽐較を⾏った。
感度は、エネルギー付与が散乱検出器で 50〜300
keV、吸収検出器で 530〜940 keV、合計エネルギー
が 830〜990 keV の範囲に⼊る同時計数イベントの数を総崩壊数で除した値[％]と定義した。⾓度分解能はコンプトンイメージング感度の計算に使⽤したイベントにおける ARM の半値全幅 (FWHM) を求めた。

Using a 89Zr point source, we compared the angular resolution
measure (ARM) and the Compton imaging sensitivity for thesimulated WGI geometries. The Compton imaging sensitivity(%) was defined as the number of coincidence events divided
by the total number of decays, and the coincidence eventswere collected, which deposited the energy in a range of 50300 keV in the scatterer detectors and 530-940 keV in theabsorber detectors when total energy was 830-990 keV. The
angular resolution was calculated as the full width at half
maximum (FWHM) of the ARM of the events used for Compton
imaging sensitivity.

Table 1 Major specifications of the simulated geometries.
3rd WGI (WGI-3)
Scintillator material

GSO

LGSO

Energy resolution @511 keV

10.4 %

13.7 %

2.9 × 2.9 × 7.5

3.0 × 3.0 × 20 mm3Size of crystal

mm3

Absorber(PET

Number of crystals / detector

ring)

DOI

16 × 16 × 4

8×8×1

4-layer

Non-DOI

Number of detectors

40 det. × 4 rings

36 det. × 6 rings

Ring inner diameter

66 cm

32 cm

Axial length

21 cm

16.4 cm

Scintillator material

GSO

GAGG

Energy resolution @511 keVScatterer

4th WGI (WGI-4)

10.4 %

4.2 %Size of crystal [mm3]2.9 × 2.9 × 7.5

1.5 × 1.5 × 15

1.5 × 1.5 × 7.5

1.5 × 1.5 × 5

Number of crystals / detector(7 × 7) + (8 × 8)

16 × 16 × 1

16 × 16 × 2

16 × 16 × 3

2-layer

Non-DOI

2-layer

3-layer

DOI
Number of detectors

10 det. × 4 rings

10 det. × 4 rings

Ring inner diameter

8.4 cm

8.6 cmAxial length

10.4 cm

10.8 cm

42

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 2 Illustration of the simulated WGI-4 system.

結果

Results

感度と⾓度分解能の評価結果を Figure 3 の（a）と（b）に⽰す。横軸は視野（リング）中⼼からの半径⽅向オフセット位置を⽰している。

The comparison of the sensitivity and the ARM results is shown

WGI 4 号機の感度は、DOI 数によって変化しなかった。視野中⼼で約 1.3 %が得られ、視野端に進むと
約 1.5 %に向上した。WGI 3 号機と⽐べ、視野中⼼で約 3 倍の感度が得られた。

DOI layers. A sensitivity of about 1.3 % was obtained at thein Figures 3 (a) and (b). The horizontal axis indicates the radialoffset position from the center of the field of view (FOV). The
sensitivity of the 4th WGI did not change with the number ofcenter of the FOV, and the sensitivity increased to about 1.5 %on moving to the edge of the FOV. The 4th WGI sensitivity was
about three times higher than the 3rd WGI sensitivity at thecenter.

1 層 DOI の WGI 4 号機の⾓度分解能は、全ての位th置において、WGI 3 号機よりも劣っていた。2 層 DOI The angular resolution of the non-DOI 4 WGI was inferior tordthat of the 3 WGI in all positions. The angular resolution of
WGI 4 号機の⾓度分解能は、視野中⼼で 4.2 度ほど
the 2-layer DOI 4th WGI was about 4.2 degrees at the center
であり、視野端に向かうと 6.4 度程度まで劣化した。
and deteriorated to about 6.4 degrees at the edge. In the 33 層 DOI WGI 4 号機では、⾓度分解能は視野中⼼でlayer DOI 4th WGI, the angular resolution was about 4.0
4.0 度ほどであり、視野端に向かうと 5.7 度程度まで
degrees at the center, and deteriorated to about 5.7 degrees
劣化した。
at the edge.

Figure 3 Simulation results: the Compton imaging sensitivity (a) and the ARM (b).

43

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

まとめ

Conclusion

本研究では、WGI 4 号機のシミュレーションによる性能予測を⾏った。2 層および 3 層 DOI 散乱検出器で構成される WGI 4 号試作機は、WGI 3 号試作機より優れたコンプトンイメージング感度と⾓度分解能を⽰した。本研究成果を基に、WGI 4 号機の実機開発に着⼿する。

In this report, we predicted the performance of the 4th WGIprototype by simulation. The simulated 4th WGI prototype,which consists of 2-layer and 3-layer DOI scatterer detectors,
showed better Compton imaging sensitivity and angularresolution than the 3rd WGI prototype. Based on the simulation
results, we will start fabrication of the 4th WGI prototype.

Acknowledgements
Collaborators

Sodai Takyu, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya (QST)
Mikio Suga (Chiba University)

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

E. Yoshida, et al., “Whole gamma imaging: a new concept of PET combined with Compton imaging”, Phys. Med. Biol.,
65 (2020) 125013.
M. A. Deri, et al., “PET imaging with 89Zr: From radiochemistry to the clinic”, Nucl. Med. Biol., vol. 40, pp. 3-14, 2013.
H. Tashima, et al., “3D Compton image reconstruction method for whole gamma imaging”, Phys. Med. Biol.,65 (2020)
225038.
M. Balcerzyk, et al., “YSO, LSO, GSO and LGSO. A Study of Energy Resolution and Nonproportionality”, IEEE TNS
47(4):1319-1323.

44

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

WGI イベント選択法
Event selection method for WGI
仁科 匠 QST リサーチアシスタント/千葉⼤ (菅研究室 修⼠ 2 年⽣)
Takumi Nishina, QST Research Assistant / Chiba University (Suga-lab, M2)
はじめにIntroduction

Whole gamma imaging (WGI)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であり、PET イベントのみならずコンプトンイベント
もイメージングに利⽤できる [1]。コンプトンイベ
ントは、PET の分解能を制限する要因であるポジト
ロンレンジや⾓度揺動の影響を受けない。我々は、
89
Zr (909 keV のガンマ線と陽電⼦を放出)など⾼エネルギーのガンマ線を放出する核種を WGI コンプト
ンイメージングの撮像対象として、PET の空間分解能を超えることを⽬指している。

Whole gamma imaging (WGI) is a new imaging concept thatcombines PET with Compton imaging and can be applied for
imaging PET events and Compton events [1]. Compton events
are not affected by positron range or angular deviation which
limits the resolution of PET. Then, we are aiming at exceeding
the spatial resolution of PET by imaging high-energy gammaray emitters such as 89Zr (emitting 909 keV gamma rays andpositrons) with WGI Compton imaging.

Specifically, we are considering using Si elements with high

具体的には、散乱検出器にエネルギー分解能と位energy resolution and positional accuracy for the scatterer.
置精度の⾼い Si 素⼦を⽤いることを検討している。
Since sufficient sensitivity is also necessary to take advantage
⾼い空間分解能を活かすためには⼗分な感度も必要
of the high spatial resolution, we will combine both sensitivity
であることから、Si 検出器を多層化することで感度
and resolution using multilayer Si detectors. However,と分解能を両⽴する。しかし、Si の総厚を増やすと、increasing the total thickness of Si also increases the
PET イベントの消滅放射線（511 keV）が、散乱検出
probability of Compton scattering of annihilation radiation
器でコンプトン散乱を起こす確率も増加する。
(511 keV) of PET events on the scatterer.

そこで本研究では、PET イベントにもコンプトン
Therefore, in this study, we aimed at establishing a method to
イベントにも扱える冗⻑的なイベントに対して、画
maximize the image quality for redundant events that can be
質を最⼤化する⼿法の確⽴を⽬的とした。511 keV にtreated as both PET events and Compton events. We
対してはコンプトンイメージングよりも同時計数でsimulated and investigated the effects of using redundant
位置決めするほうが得策であると考えて、冗⻑的な
events as PET events in image reconstruction on spatial
イベントを PET イベントとして画像再構成に⽤いた
resolution, considering that positioning with coincidence is
場合の空間分解能への影響をシミュレーション検討
more advantageous than Compton imaging for 511 keVした。具体的には、散乱検出器と吸収検出器でコンプ
radiation. Specifically, we proposed and implemented the PET
トンイベントを含む合計 3 回もしくは 4 回の相互作
recovery method [2], in which PET events were extracted from
⽤を起こしたイベントから PET イベントを抽出する
events that caused three or four interactions among scatterers
⽅法「ＰＥＴリカバリー法」 [2]を提案・実装した。
and absorbers. When annihilation radiation is measured as a
コンプトンイベントで 511 keV の消滅放射線を計測
Compton event, its scatterer can be connected to a line of
した場合、その散乱検出器で line of response (LOR)
response (LOR). In addition, when the positional resolution ofを結ぶことができる。また、散乱検出器の位置分解能
the scatterer is good, not only PET sensitivity but also theが⾼い場合、PET 感度増加のみならず空間分解能のspatial resolution can be improved.
向上も期待できる。

45

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

⽅法

MethodGeant4 を⽤いて、Figure1(a)のように PET 検出器（LGSO シンチレータ、直径 320 mm）を吸収リングとみなし、その内側に散乱リング（Si 半導体検出器、直径 86 mm）を挿⼊した WGI を模擬した。主要なパラメータを Table １に⽰す。吸収検出器には、
第 4 号試作機で検討されている 3 層 DOI 検出器を設定した。散乱検出器はコンプトンイメージングで重要となる位置分解能が 4 号機と⽐較して⾼くなるように設計した。撮像対象として、89Zr の平均運動エネ
ルギー [3]を設定した陽電⼦を注⼊したウルトラマ
イクロデレンゾファントム（Figure1 (b)） [4]を視野中⼼に配置し、PET 感度と空間分解能を評価した。

Using the Geant4 toolkit, we modeled the WGI as shown in
Figure 1, in which a scatterer ring (Si semiconductor detectors,
86 mm inner diameter) was inserted into a PET ring (LGSO
crystals, 320 mm inner diameter); the PET ring was regarded
as the absorber. The main parameters are shown in Table 1.
For the absorber, we used 3-layer depth of interaction (DOI)
detectors that are being investigated as our 4th WGI prototype.
The Si semiconductor detectors (scatterer detectors) weremodeled with a smaller strip size than the 4th WGI prototype
to achieve good positional resolution, which is important for
Compton imaging. An ultra-micro Derenzo phantom (Figure1(b)) [4] injected with positrons at the mean kinetic energy of89

Zr [3] was placed in the center of the field of view as theimaging target, and PET sensitivity and spatial resolution were
evaluated.

ＷＧＩにおける PET イベント選択法では、エネル
ギー情報を⽤いて散乱―散乱，吸収―吸収，散乱―吸As the PET event selection method in WGI, the energy
収の 3 パターンの同時計数イベント（2 ヒット）を information was used to select 3 patterns of coincidence
選択していた (Figure2) [5]。PET リカバリー法では events (2-hit): scatterer-scatterer, absorber-absorber, and
その選択法に加えて、コンプトンイベントをエネル scatterer-absorber (Figure 2) [5]. In addition to the selection
ギー情報によって識別した。3 ヒットの内 2 ヒット method, the PET recovery method identified Compton eventsでコンプトンイベントが含まれていた場合、残りの by their energy information. When 2 of the 3 hits contained
1 ヒットが光電吸収を起こしたイベントであればコ Compton events, and the remaining hit was an event thatcaused photoelectric absorption, it was extracted as a PET
ンプトン散乱を起こした検出器と光電吸収を起こし
event connecting the detector that caused Compton scattering
た検出器を結ぶ PET イベントとして抽出した。また，
and the detector that caused photoelectric absorption. If 2 sets
4 ヒットで 2 組のコンプトンイベントが検出された of Compton events were detected in 4 hits, they were場合は、それぞれの散乱検出器を結ぶ PET イベント considered PET events connecting the respective scattererと し た 。 List-Mode Ordered Subset Expectation detectors. Image reconstruction was performed using the listMaximization (LM-OSEM) 法を⽤いて画像再構成 mode ordered subset expectation maximization (LM-OSEM)
を⾏い、2 ヒットのみと PET リカバリー法の画像を method. Then the reconstructed images of the 2-hit only and
the PET recovery method were compared.
⽐較した。

Figure 1 Illustration of simulated geometry and phantom: (a) WGI and (b) ultra-micro Derenzo phantom.

46

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Table 1 Major specifications of the simulated geometry.
Insert (Scatterer)

PET scanner (Absorber)

MaterialSi

LGSO

Energy resolution at 511 keV [%]

0.3

13.7

Crystal size [mm3]0.25×0.25×0.5

1.5×1.5×6.67

Number of pixels

96×96×40

16×16×3

Number of detectors

10×4 rings

36×6 rings

Ring diameter [mm]

86

320

Figure 2 PET event selection method.

Results

結果

再構成画像からロッド線源の体軸⻑に当たるスラ Figures 3(a) and (b) show the PET images obtained by adding
the slices corresponding to the body axis length of the rod
イスを加算した、2 ヒットのみと PET リカバリー法
source from the reconstructed images using the 2-hit onlyを適⽤した PET 画像をそれぞれ Figure3(a)、(b)に and the PET recovery method, respectively. By recovering the
⽰す。冗⻑なイベントを PET イベントとして復帰さ redundant events as PET events, the PET sensitivity increased
せたことで PET 感度は 9.49 [cps/kBq]から 11.66 by 23% from 9.48 cps/kBq to 11.65 cps/kBq. For the spatial[cps/kBq]に 23%増加した。空間分解能については、 resolution, comparing the line profile of the 1.35 mm rods
1.35 ｍｍロッドのプロファイルを⽐較(Figure3(c)) (Figure 3 (c)), the inner rod, which was not fully resolved by the
2-hit only, was more clearly provided by the PET recovery
した結果、2 ヒットのみでは分解しきれていない内
method. This was because of the increase in sensitivity and側のロッドが PET リカバリー法では分解できていthe increase in the number of LORs that included the small
た．これは感度の増加と素⼦サイズが細かい散乱出 strip size detectors, which improved position estimation
器を含む LOR が増加したため、位置推定精度が向上 accuracy. In the future, we will study the dependence of the
したといえる。今後は散乱検出器のパラメータを変 spatial resolution when the parameters of the scatterer arechanged.
更した場合の空間分解能の依存性を検討する。

47

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 3 Reconstruction images of the phantom: (a) 2-hit only, (b) PET recovery method (2-, 3- and 4-hit) and (c)comparison of the lines profiles on the yellow line in (a) and (b) for the 1.35 mm rods.

まとめ

Conclusion

散乱検出器の総厚を増加させると、コンプトンイ
ベントにも PET イベントにもなりうる冗⻑なイベン
トが増加する。本研究では、そのイベントを PET イ
ベントとして⽤いた際に、WGI の PET イメージングの感度・空間分解能にどのような影響を与えるかをシミュレーションによって検討した。再構成画像を⽐較した結果、散乱検出器を含んだ位置推定精度が⾼い PET イベントが増加したため感度・空間分解能が向上した。今後は 511 keV のコンプトンイベントとして扱った場合も検討していく。

We proposed a PET recovery method that recovers Compton
events as PET events to improve the sensitivity and spatial
resolution in PET imaging of the WGI. As a result of comparing
the reconstructed images, the sensitivity and spatial resolution
was improved due to the increase in the number of PET eventswith high position estimation accuracy. In the future, we will
also examine the case where the events are treated as 511
keV Compton events.

Acknowledgements
Collaborators
Grants

Hideaki Tashima, Sodai Takyu, Fumihiko Nishikido, Go Akamatsu, Taiga Yamaya (QST)
Mikio Suga (Chiba University)
IEEE NSS-MIC 2021 Trainee Grant (150 USD)

References
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Scatterer Detector,” IEEE NSS&MIC., M-15-111, 2020.

48

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

次世代⼩動物 PET の開発
Development of novel small animal PET scanners
カン ハンギュ 研究員
Han Gyu Kang, Researcher
はじめにIntroduction

⼩動物 PET は、新薬の研究開発で広く使⽤されている [1]。 PET 画像の画質は、主に装置の空間分解能と感度によって決まるが、視野辺縁部の空間分解能を維持するためには、検出器内でガンマ線が相互作⽤を起こした深さ（DOI）情報が必要である [2]。
本稿では、⾼解像度および⾼感度な前臨床分⼦イメージングの実現に向けた、次世代⼩動物 PET 装置の研究開発について報告する。

Preclinical positron emission tomography (PET) scanners

Total-body ⼩動物 PET 装置 (TBS-PET) の開発

First total-body rat imaging results of a TBS-PET scanner

⼩動物全⾝ PET があれば、例えば、腫瘍への放射性医薬品の集積と他の臓器の集積との関連性など、新しい情報が得られる可能性がある。市販の⼩動物
PET 装置は、最⼤ 130 mm の体軸視野を有し、マウ
スの全⾝イメージングが可能である。ただし、ラットの体⻑は約 200 mm のため、ラットの全⾝同時イメージングは不可能である。去年、我々は 4 層 DOI 検
出器を⽤いた 325.6 mm の⻑い体軸視野を有する
Total-body ⼩動物 PET 装置 (TBS-PET) を開発した (Figure 1)。本稿では TBS-PET 装置によるラット全⾝イメージング結果を初めて⽰す。

Total-body rodent PET imaging is essential for oncologicalhave been widely used in the discovery of new drugs andpreclinical research [1]. The image quality of PET scanners isdetermined by the spatial resolution and sensitivity. In addition,
depth-of-interaction (DOI) information is required for small
animal PET scanners to preserve the spatial resolution at the
periphery of the PET field-of-view (FOV) [2]. In this report, we
present our research progress on next generation small animal
PET systems for high-resolution and high-sensitivity preclinicalmolecular imaging.

research as tumor response to radiopharmaceuticals iscorrelatedwitheffectson

otherorgansbytheradiopharmaceuticals. Commercially available preclinical PET
scanners can provide the axial FOV up to 130 mm in size
allowing total-body mouse imaging. However, total-body rat
imaging is not possible as the rat size from the nose to tail isaround 200 mm. Last year, we developed a total-body smallanimal PET (TBS-PET) scanner featuring the DOI encoding
capability and long axial FOV of 325.6 mm (Figure 1).
However, in vivo rat imaging was not performed. Here we
present the first total-body rat imaging results using the TBSPET scanner.
Methods

⽅法開発した TBS-PET は 6 リング構成で、内径 155 mm、 The TBS-PET scanner consisted of 6 rings, each with a 155
mm inner diameter, and providing the 325.6 mm axial FOV.
体軸視野は 325.6 mm である。各リングは 10 個のEach ring consisted of 10 DOI PET detectors, each of which
DOI 検出器で構成され、各検出器は 4 層の GSOZ シ
was made up of 4-layer GSOZ crystal arrays, the multi-anode
ンチレータアレイ、マルチアノード光電⼦増倍管 photomultiplier and front-end readout circuits. Each crystal(MA-PMT)、およびフロントエンド回路で構成され layer had the crystal pitch of 2.85 mm and thickness of 7.5 mm,ている。シンチレータアレイの結晶ピッチは 2.85 yielding the total thickness of 30 mm. The energy and timing
mm、結晶素⼦の厚さは 7.5 mm、4 層構造のため総 signals were digitized by using an 8-bit data acquisition (DAQ)
厚 30 mm である。エネルギーウインドウは 400〜 system with a sampling rate of 50 Msps. The energy windowof 400-600 keV and coincidence window of 20 ns were used.
600 keV、同時計数時間ウインドウは 20 ns とした。
For bone imaging, sodium fluoride (Na18F) radiotracer with an

25 MBq の 18F-NaF を正常ラットに投与し、126 分

activity of 25 MBq was administered to a rat. A 15 min PET

49

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Researchscan was initiated 126 min after the injection of the Na18F. For

後から 15 分間測定した。2 ⽇後、37 MBq の 18F-FDGを投与し、148 分後から 15 分間測定した。 PET リ
ス ト モ ー ド デ ー タ は 、 OSEM ア ル ゴ リ ズ ム (8subsets, 6 iterations) を使⽤して画像再構成を⾏った。

glucose metabolism imaging, fluorodeoxyglucose (FDG)
radiotracer with an activity of 37 MBq was injected into anotherrat. The rat underwent a PET scan for 15 min with a post
injection time of 148 min. The PET list-mode data werereconstructed by using the ordered-subset expectation
maximization algorithm with 8 subsets and 6 iterations.

Figure 1 The total-body small animal (TBS) PET (a) and the geometrical arrangement (b) of the 4-layer DOI detector (c).

Figure 2 Reconstructed total-body rat images with Na18F (a) and FDG (b), and rat brain slice images with FDG (c).

Results and discussion

結果と考察

NaF-PET 画像では頭蓋⾻、肋⾻、脊椎などのラット The detailed bone structures of the rat such as skull, rib andvertebra were identified with the Na18F radiotracer (Figure 2).
の詳細な⾻構造が描出された (Figure 2)。FDG-PET
The high glucose metabolisms were observed on the rat brain,
画像では、⼤脳⽪質や視床など脳構造が識別できた。
brown fat cells. The rat brain structures such as cortex andthalamus were identified in the rat brain slice images.

⻑い体軸視野を活かし、ラットの全⾝イメージングができることを⽰した。開発した TBS-PET は、重粒
⼦マイクロビームを⽤いたインビーム PET やシング
ルセルトラッキングなど、低放射能イメージングへの応⽤が期待される。しかし、結晶ピッチが⼤きい(2.85 mm） ため空間分解能に限界があり (約 1.9mm)、マウスの脳イメージングなどへの応⽤は難しい。そこで、TBS-PET とは別に、⾼分解能に焦点を当てた次世代⼩動物 PET 装置も開発を進めており、次項より報告する。

The TBS-PET scanner could provide the total-body rat imaging
without any bed motion thanks to the long axial FOV. The TBSPET scanner can be used for low activity imaging applications
such as in-beam PET imaging with micro carbon beams andsingle cell tracking. One limitation of the TBS-PET scanner isthe low spatial resolution of around 1.9 mm owing to the large
crystal pitch (2.85 mm). For mouse brain imaging, high spatial
resolution below 1.0 mm is required as the mouse brain size issmaller than that of a rat. Therefore, we propose newgeneration small animal PET scanners in the next section.

50

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

マウス⽤超⾼分解能⼩動物 PET 装置 (SAP) の開発

Prototype small animal PET scanners (SAP) for mice

マウスの PET イメージングでは、脳や⼼臓などの⼩さな臓器を描出するために、サブミリの解像度が求められる。また、視野全体で分解能を維持するために
DOI 情報の利⽤が不可⽋である。本稿では、3 層 DOI
検出器を⽤いて開発した、超⾼分解能⼩動物 PET 装
置 (SAP） について報告する [3]。

For mouse PET imaging, submillimetric resolution is required

⽅法

Methods

to delineate the small structures of mouse organs such as thebrain and heart. Moreover, DOI information is essential tominimize the parallax errors in radial and axial directions.
Therefore, we developed prototype small animal PET (SAP)
systems featuring submillimetric resolution and 3-layer DOI
detector design [3].

The SAP-1, which was designed for mouse brain imaging, had

SAP-1 と名付けた超⾼分解能⼩動物⽤ PET、内径 53mm、体軸視野が 11 mm であり (Figure 3) [4]、16個の DOI 検出器で構成されている。各検出器は、3層の LYSO シンチレータアレイ（層ごとに結晶サイズの半分ほどずらして接着したスタガード構造）と4×4 アレイのシリコン光電⼦増倍管 (SiPM) で構成されている。フロントエンドボードで、抵抗網回路を使⽤して SiPM 信号を多重化した。その後、増幅基盤に転送され、デジタル化された。空間分解能の評
価には、22Na ultra-micro hot phantom (ロッド径：0.75, 1.0, 1.35, 1.7, 2.0, 2.4 mm) を使⽤した。

(a)an inner diameter of 53 mm and an axial FOV of 11 mm (Figure3) [4]. The SAP-1 scanner had 1 ring which consisted of 16
DOI detectors. Each detector consisted of staggered 3-layer
LYSO crystals and a 4×4 array of silicon photomultipliers(SiPMs). The front-end boards were used to multiplex the
SiPM signals by using a resistive network. The multiplexed
positional signals were sent to the amplifier boards and thendigitized by the 8-bit DAQ system. For the spatial resolution
evaluation, a modified version of the ultra-micro hot phantom
with sealed 22Na sources was used. The ultra-micro hot
phantom had six different sized rods (0.75, 1.0, 1.35, 1.7, 2.0,
and 2.4 mm).

(b)

Figure 3 The developed SAP-1 for mouse brain imaging (a), and the SAP-2 for whole-body mouse imaging which isunder development (b).

Figure 4 The 22Na phantom (a), and the reconstructed PET images obtained with the SAP-1 (b) and Inveon PET (c).

51

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

結果と考察

Results and discussion

最も⼩さい 0.75 mm のロッドを含む全てのロッドが描出できた。⼀⽅、市販の PET 装置 (Inveon) では
0.75 mm ロッドを描出できなかった (Figure 4）。

All six rod patterns of the ultra-micro hot phantom including
even the smallest 0.75 mm rods were resolved clearly with themouse brain PET whereas the Inveon PET could not resolve
the submillimetric rod structures (Figure 4).

SAP-1 は、市販の PET 装置よりも良い空間分解能を⽰した。しかし、SAP-1 は体軸視野が 11 mm と短いため、マウスの全⾝イメージングができない⽋点がある。現在、体軸視野を 50.5mm に拡張した SAP2 を開発中である （Figure 3（b）, Figure 5）。計数
率特性を改善するため、SiPM バイアス回路を最適化してパルスの減衰時間を 0.78μs に短縮した。

The SAP-1 scanner outperformed the commercial preclinical
PET scanner in terms of the spatial resolution. However, theSAP-1 had a short axial FOV of 11 mm which limits it to wholebody mouse imaging. Therefore, we are currently developing
the SAP-2 which has an extended axial FOV of 50.5 mm(Figures 3(b) and 5). The SiPM biasing circuit at the resistive
network was optimized to further decrease the pulse decay time
to 0.78 μs so as to minimize the pulse pile-up effect.

Figure 5 Design features of the SAP-2 scanner: LYSO crystal arrangement obtained by GATE simulation (a), front-end
and amplifier boards with the PET gantry (b) and the optimized SiPM front-end circuit (c).

まとめConclusion

Total-body ⼩動物 PET 装置 (TBS) を開発し、ラット全⾝イメージングを実証した。また、マウス⽤超⾼分解能⼩動物 PET 装置 (SAP-1) を開発し、市販の PET 装置を超える空間分解能を⽰した。現在、体軸視野を延⻑した SAP-2 を開発中である。

We first demonstrated the feasibility of total-body rat imaging byusing the TBS-PET scanner. The SAP-1 showed submillimeterspatial resolution which surpassed the commercial preclinical
PET scanner. Based on the successful development of the
SAP-1, we are now developing the SAP-2 scanner for highresolution whole-body mouse PET imaging.

Acknowledgements
Collaborators

Hideaki Tashima, Go Akamatsu, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka,
Makoto Higuchi, Taiga Yamaya (QST)

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

M.E. Phelps, “Positron emission tomography provides molecular imaging of biological processes,” Proc. Natl. Acad.
Sci. USA, vol. 97, pp. 9226-9233, 2000.
T. Yamaya, et al., “The jPET-D4: Imaging performance of the 4-layer depth-of-interaction PET scanner,” IEEE NSS
2005, M07-83, 2005.
H.G. Kang, et al., “A staggered 3-layer DOI PET detector using BaSO4 reflector for enhanced crystal identification andinter-crystal scattering event discrimination capability,” Biomed. Phys. Exp. Eng. Express., vol. 7, 03518, 2021.
H.G. Kang, et al., “Initial results of a mouse brain PET insert with a staggered 3-layer,” Phys. Med. Biol., vol. 66, 215015,
2021.

52

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

重粒⼦マイクロビームの PET イメージング
PET imaging of heavy ion micro-beams
⽥島 英朗 主幹研究員
Hideaki Tashima, Principal Researcher
はじめにIntroduction

細いビームをピンポイントで患部に照射することが可能な重粒⼦マイクロビームには、新しい治療応⽤の可能性が期待されている。その⼩動物実験においては、⾼精度な照射が実際に⾏われているかどうか確認する必要がある。ビーム位置決めには、照射の際に核破砕反応によって⽣成される陽電⼦放出核種
を、照射後に PET によりイメージングする⼿法が有効である（オフライン PET） [1]。本研究は、我々が開発した特性の異なる 2 つの⼩動物 PET 試作機のうち、オフライン PET に適したものを選定することを⽬的とする(Figure 1)。選定した装置は、今後 HIMAC(Heavy-Ion Medical Accelerator in Chiba) ⽣物照射
室で⾏うラットを⽤いた動物実験において、ビーム
位置決めのために⽤いる予定である。

Heavy ion micro-beams which irradiate a narrow beam on the

候補装置は、TBS (Total Body Small-animal) PET
試作機 [2] と CLS (Crosshair Light Sharing) PET
試作機 [3, 4] で、前者は⾼感度、後者は⾼分解能を特徴としている。また、共に⾞輪付きの筐体で照射室付近の測定場所へ容易に持ち運び可能であり、さらにラットの全⾝を⼀度に測定することが可能な⻑い
体軸視野を有している。主要な仕様を Table 1 にまとめる。HIMAC ⽣物照射室におけるファントム実験
により両者のオフライン PET の性能を⽐較した。

The candidates are a total body small-animal (TBS) PET

treatment area with pinpoint accuracy are expected to havenew therapeutic applications. Toward their realization and the
exploration of new applications, small animal experiments are
essential, and such experiments require beam positioning toensure high-precision irradiation is performed. For beam
positioning, post-irradiation PET imaging of positron emitters
produced by fragmentation reactions during irradiation ispractical (offline PET) [1]. This study aims to select one of our
two small-animal PET prototypes with different characteristics
as a suitable system for offline PET (Figure 1). The selected
system will be used in small animal experiments with rats inthe bio course at the heavy-ion medical accelerator in Chiba(HIMAC) for beam positioning.

prototype [2] and a crosshair light sharing (CLS) PET prototype[3, 4]. The former is characterized by high sensitivity and thelatter by high resolution. Both PET systems can be easilytransported to the measurement space near the irradiation
room as they are on wheels. Also, they have a long axial fieldof view that enables the measurement of the whole body of a
rat at once. The main specifications are summarized in Table
1. We compared their offline PET performance with phantom
experiments in the bio course at the HIMAC.

Figure 1 Schematic illustration of small animal offline PET imaging for range verification in heavy-ion beam irradiation.
This study compared total body small-animal (TBS) PET and crosshair light sharing (CLS) PET prototypes.

53

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Table 1 Specifications of Prototype PET scanners.
TBS PET

CLS PETGSOZ 2.8×2.8×7.5 mm3 (×4 layers)

GFAG 1.45×1.45×15 mm3

DOI information

4 DOI bins

3 DOI bins

Spatial resolution< 2 mm< 1 mm

16.7% (including inter crystal scatter (ICS))

1.0% (ICS removed)

Gantry bore size

152 mm

128 mmAxial FOV

326 mm

207 mmScintillator (Lu-free)Sensitivity at the center

⽅法

Method照射ビームとして 12C (290 MeV/u)を⽤い、PMMA
ファントムの⼊射⾯から 37mm がブラッグピークになるように HIMAC ⽣物照射室付属のバイナリフィ
ルタにて調整した。そして、PMMA ファントムのみを設置した際のピーク位置の線量が 10Gy となる照射条件ですべての実験を⾏った。照射から測定開始までの時間は 2 分以内で、測定時間は TBS PET が30 分、CLS PET が 40 分とした。

We used 12C (290 MeV/u) for an irradiation beam. The Bragg
peak was adjusted at 37 mm from the incident surface of a
PMMA phantom by the binary filter installed in the bio course
at the HIMAC. All experiments were conducted under theirradiation condition with the peak dose of 10 Gy when only a
PMMA phantom was set in the bio course. The time between
irradiation and the start of measurement was within 2 minutes.
The measurement time was 30 minutes for TBS PET and 40
minutes for CLS PET.

まず、深さ⽅向のビームレンジシフトの検出能⼒を⽐較するため、照射時に円筒型 PMMA ファントム（直径 4cm、⻑さ 10cm）の上流から⾒て左半分を1mm の PMMA プレートで覆うことでピーク位置をシフトさせた（Figure 2）。なお、ビーム径は直径 4㎝の円筒ファントムの底⾯をほぼ均⼀に照射するために⼗分な幅であった。照射後、各 PET 装置にファントムを移動してオフライン PET 測定を⾏った。そして、得られた PET 画像に対して、ファントムの各位置で深さ⽅向のプロファイルを取得し、ピークから 50%下がった位置をビームレンジとし、その分布をビームの上流から⾒た（Beamʼs eye view）画像として計算した。そして、左右のビームレンジの差と標準偏差を評価した。

First, we compared the detectability of the depth beam range
shift. The shift was given by setting a 1-mm PMMA plate
covering the left half of a cylindrical PMMA phantom (4 cm
diameter, 10 cm length) (Figure 2). The left and right were
defined relative to the direction from upstream. The beam
diameter was wide enough to irradiate the bottom surface ofthe 4 cm diameter cylindrical phantom almost uniformly. After
irradiation, the phantom was removed and set in each PET
system for offline PET measurement. We obtained beam’s eyeview images of beam ranges calculated as the 50% fall-off
position for each depth profile on the phantom in the PET
images. We evaluated the difference and variance of the left
and right sides of these beam’s eye view images.

Figure 2 Beam range shift detectability test by giving 1-mm shift for half of the cylindrical PMMA phantom.

54

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

次に、重粒⼦マイクロビームの照射実験を⾏った。 Next, we conducted a heavy-ion particle microbeam irradiation
⼊射時の直径が 1mm 及び 2mm の重粒⼦ビームを、 experiment. Heavy-ion particle microbeams of 1 mm and 2 mm
in diameter at the entrance were generated by passing through
直径 1mm 及び 2mm の⽳を開けた厚さ 5mm のタン
a 5-mm thick tungsten collimator having a hole size of 1 mm
グステン製コリメータを通過させることで⽣成した
and 2 mm, respectively (Figure 3). We irradiated a cylindrical（Figure 3）。円筒型 PMMA ファントム（直径 4cm、 PMMA phantom (4 cm diameter, 10 cm length) and conducted⻑さ 10cm）を照射した後、オフライン PET 測定を an offline PET measurement using each PET system. We
⾏った。そして、PET 画像中にピークが確認できる evaluated whether the peak was visually observable in each
PET image.
かどうか視覚的に評価した。

Figure 3 Irradiation for a cylindrical PMMA phantom with a heavy-ion microbeam using a collimator made of tungsten
with the hole size of 1 mm or 2 mm.

結果

ResultFigure 4 にビーム照射側から⾒て左半分のビーム Figure 4 shows the offline PET imaging results when the beam
レンジを 1mm シフトさせた場合のオフライン PET range was shifted by 1 mm for the left half of the phantom
イメージング結果を⽰す。なお、レンジ評価のため、 viewed from the upstream. The image reconstruction and画像再構成パラメータやノイズ除去フィルタのパラ denoising filter parameters were optimized for each image forrange evaluation. Although it was difficult to observe in the
メータはそれぞれの画像に対して最適化を⾏っていcoronal slice image, the beam’s eye view showed a clear
る。Coronal ⾯画像ではわかりにくいが、Beamʼs eye
difference in range between the left and right in the case ofview としてビームレンジを表⽰すると TBS PET のTBS PET. In the case of CLS PET, we could confirm that a
場合には左右のレンジ差が明瞭に表れていることがrange difference close to that of TBS PET existed on the left
確認できた。⼀⽅、CLS PET の場合には、平均をと and right when averaged. However, it was difficult to visually
ると TBS PET と同程度のレンジ差が左右に存在す observe it in the image due to the large standard deviation
ることが確認できるが、標準偏差（ノイズ）が⼤きい (noise). For both cases, the range was slightly underestimated
ため画像から視覚的に判断することは困難であっ for the given range of 1 mm.
た。与えたレンジさは 1mm であったが、両⽅ともやや過⼩評価する傾向にあった。

Figure 4 Detectability test for shifts in the depth beam positioning. Differences are the average ± standard deviation.

55

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 5 Images obtained by the offline PET measurement of 12C microbeam irradiation. The yellow double-headed
arrows indicate the distance between the phantom surface and the Bragg peak.

Figure 5 に重粒⼦(12C) マイクロビームのオフラ
イン PET イメージング結果を⽰す。コリメータホール径が 2mm の場合には、TBS PET、CLS PET ともにブラッグピークに近い位置に PET 画像ピークを観察することができた。⼀⽅、1mm 径の場合には、TBSPET のみピークが表れており、CLS PET では照射の跡を視覚的に確認することは困難であった。

Figure 5 shows the offline PET imaging results of the heavyion particle (12C) microbeam. When the collimator holediameter was 2 mm, the PET signal peak was observed close
to the dose peak (Bragg peak) in both TBS PET and CLS PET
images. On the other hand, when the diameter of the collimatorhole was 1 mm, only the TBS PET showed the peak. It wasdifficult to confirm any irradiation track on the CLS PET image
visually.

まとめ

Conclusion

TBS PET と CLS PET はともにバックグラウンド Both TBS PET and CLS PET employed Lu-free scintillators
放射能の少ないシンチレータを使⽤しているため、 with no background radioactivity, making them suitable for
重粒⼦線ビームの可視化のような低放射能な対象の measuring low radioactivity objects such as in heavy-ion beam
測定に適している。今回両者を⽐較した結果、CLS visualization. As a result of comparing these two, we saw that
although the CLS PET prototype had a high spatial resolution,
PET 試作機は⾼い空間分解能を有しているものの、
this advantage could not be fully utilized due to the low
感度の低さによりその利点を活かしきれず、TBS
sensitivity, and the image became noisy compared to TBS
PET と⽐較してノイズの⼤きな画像となった。⼀⽅、
PET. On the other hand, we determined that the TBS PETTBS PET 試作機は、分解能は 2mm 程度であるもの
prototype had a higher detection capability due to its highの、⾼い感度のおかげでより優れた検出能⼒を有し sensitivity, although the resolution was about 2 mm. Therefore,ていることが明らかになった。よって、TBS PET 試 we concluded that the TBS PET prototype device was more
作装置の⽅が、低放射能のオフライン PET 測定には suitable for low radioactivity offline PET measurement.
適していると結論付けた。

Acknowledgements
Collaborators

Akram Mohammadi, Fumihiko Nishikido, Han Gyu Kang, Go Akamatsu, Sodai Takyu, Yuma Iwao,
Shinji Sato, Shunsuke Yonai, Hitoshi Ishikawa, Taiga Yamaya (QST)

References
[1]
[2]
[3]

[4]

K. Parodi and J. C. Polf, “In vivo range verification in particle therapy,” Med. Phys., vol. 45, pp. e1036-e1050, 2018.
H. G. Kang, et al., “First prototyping of a total-body small animal PET with a 4-layer DOI detector,” presented at theIEEE NSS MIC 2020, M-15-120, Oct. 31-Nov. 7, 2020.
E. Yoshida, et al., “First imaging demonstration of a crosshair light-sharing PET detector,” Phys. Med. Biol., vol. 66,
065013, 2021.
G. Akamatsu, et al., “CLS-PET: a high-resolution multi-purpose portable small-animal PET with DOI and TOF capability,”presented at the IEEE NSS MIC 2021, M-09-05, Oct. 21, 2021

56

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

腫瘍病理状態と⽣物学的洗い出し速度の関係
Biological washout rate reflects tumor vascular status
寅松 千枝 協⼒研究員
Chie Toramatsu, Visiting Researcher
はじめに
粒⼦線治療の in-vivo による線量分布検証法として陽電⼦放出断層撮影（PET）が⽤いられてきた。
照射粒⼦線と患者体内での原⼦核破砕反応により発⽣する陽電⼦放出核(主に 11C、15O)を PET で可視化するという原理である。しかし陽電⼦放出核は⽣体の⽣理学的現象により拡散するため（⽣物学的洗い出し効果）[1]、この効果をモデル化し補正することが必要である。⽣物学的洗い出し効果は周囲の組織の⾎⾏状態などの⽣理学的現象の影響を受けると考えられるが、腫瘍組織の病理状態（即ち⾎⾏状態）との関連性は未だ明らかに⽰されていない。そこで本研究では、腫瘍の⾎⾏状態に反映して変化すると考えられる⽣物学的洗い出し速度の測定を⽬的とし、⾎⾏状態の異なる２種類の担癌ラットモデル（⾎管形成の盛んな腫瘍と、低酸素状態にある腫瘍）に対する 15O ビーム照射実験を⾏ったので報告する。

⽅法

Introduction
Positron emission tomography (PET) is a practical tool for
in-vivo dose verification of charged particle therapy. Positron
emitters

(such

as

11

C

and

15

O)

producedthroughfragmentation reactions in a patient are visualized. However,
the accuracy of the dose verification is limited by themetabolic processes taking part in living organisms, which isreferred to as the biological washout effect [1]. Modeling andcorrection of the biological washout effect is necessary forquantitative dose verification. The biological washout effect isaffected by physiological environmental conditions such as
blood perfusion, but the correlation to tumor pathology has notbeen studied yet. The aim of this study was to investigate thedependence of the biological washout rate on tumor vascular
status in rat irradiation. In this work, two types oftumor-bearing nude rat models that depended on the tumor
vascularity (i.e., perfused and hypoxic tumor models) were
irradiated with a radioactive 15O ion beam.

Methods

C6 rat brain glioma cells were injected subcutaneously into
ラット脳由来の C6 グリオーマ細胞を 8 匹のヌー
ドラットの右肩（⽪下組織）に移植した。ヌードラ the left shoulder of eight nude rats. The nude rats wereットは 2 つのグループに分け、Group１：Rat A、B、 divided into two groups of four each: Group-1 (Rat-A, -B, -C,
6
C、D には 6x106 個、Group2：Rat E、F、G、H に -D) and Group-2 (Rat-E, -F, -G and -H). About 6x10 cancer
cells were implanted into the former, and about 12x106 cancer
はその倍数 12x106 個のがん細胞を移植した。
cells were implanted into the latter.

Heavy ion medical accelerator in Chiba (HIMAC)の⼆次ビームラインにて 15O ビームによる照射実験を⾏った。測定には、⾼い検出感度を有する
depth-of-interact (DOI)-PET 開発機[2]を⽤いた。図１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。ヌードラットを固定する
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。まず、15O ビームを腫瘍組織（左肩）に照射し、照射と同時に PET 測定を開始した。照射線量はおよそ 8Gy、PET 測定時間は 12 分間である。

Radionuclide beam of 15O was irradiated onto tumor bearing
nude rats in the secondary beam lines of the Heavy Ion
Medical Accelerator in Chiba (HIMAC). The biologicalwashout

rate

wasmeasuredbyouroriginal

depth-of-interaction (DOI)-PET prototype [2] which allows
detection of positron emitters with high sensitivity. Figure 1 (a)shows the experimental set-up. The detector ring (660 mm indiameter) was positioned perpendicular to the beam direction
to enable in-beam use. A nude rat was fixed in an acrylic
cylinder and connected to an anesthesia machine. A 15O
beam was irradiated on the tumor tissue (left shoulder) and57

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

続けて、正常組織（右肩⽪下組織）に対する照射実験を同様に⾏った。照射実験後、それぞれのヌード
ラットの腫瘍組織切⽚を作成し、照射時の病理状態を確認した。

in-beam PET scanning was performed for 12 min. The
irradiated dose was about 8 Gy. The normal tissue (rightshoulder) was also irradiated by the same procedure. After
irradiations and PET scans, tumor tissue sections of each
nude rat were obtained.

得られた PET リストモードデータは 15 秒ずつフPET images were reconstructed in 15 s time frames. The
レーム分けし、画像再構成を⾏った。再構成画像上
volumes of interest (VOIs) were set on the irradiated area, andの照射領域位置に VOI (Volume of Interest) を置き、
the activity in each VOI was analyzed as a function of time to
その放射線強度の減衰曲線を得た。そして、核医学
see the biological washout process. To derive the biological
検査に⼀般的に⽤いられているシングルコンパート
washout rate, we employed a single-compartment model
メントモデル解析[3]を⾏い（中間速度成分：k2m、遅 (Figure 2 (b)) with two types of tracers (medium decay, k2m
い速度成分：k2s を仮定）、⽣物学的洗い出し速度を導 and slow decay, k2s) which is commonly used in clinical
出した。
nuclear medicine [3].

Figure 1 (a) The experimental setup with the 4-layer DOI-PET prototype for nude rat irradiation. A nude rat was put inside
the acrylic box which was positioned at the center of the field-of-view. (b) Kinetic implanted 15O models. A
single-compartment model with two types of tracers.

結果

Results

図２に、正常組織（a）と腫瘍組織（b）の照射実
験から得られたＰＥＴ再構成画像（Ｒａｔ A、照射直後から 12 分間の積算画像）を⽰す。（図２はComputed Tomography （CT）画像とのフュージョン画像。）

Figure 2 shows summed PET images of Rat-A (summed for

また、図２（c）にシングルコンパートメントモデ
ル解析から導出された⽣物学的洗い出し速度の中間
速度成分（𝑘 ）を⽰す。Group1 において、正常組織の𝑘 値は平均 0.32 0.052 min-1 、腫瘍組織の𝑘値は平均 0.58 0.019 min-1 であった。Group２において、正常組織𝑘 値は平均 0.33 0.039 min-1 、腫瘍組織の𝑘 値は平均 0.29 0.036 min-1 であった。

obtained from normal and tumor tissue irradiation of nude rats

the period 0-12 min after irradiations) of the (a) normal tissue
irradiation and (b) tumor tissue irradiation; they were fusedwith Computed Tomography (CT) images.
Figure 2 (c) shows the boxplot depicting the 𝑘valuesin Group-1 and those of Group-2. For Group-1, the obtained𝑘values of the 15O ion beam in normal tissue and tumor

tissue irradiations were 0.32 0.052 min-1 and 0.58 0.019
min-1, respectively. For Group-2, 𝑘values in normal tissue

and tumor tissue irradiations were 0.33 0.039 min-1 and0.29 0.036 min-1, respectively.

58

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

図３(a)-(d)に Group1 のそれぞれのヌードラットの腫瘍中⼼領域の組織切⽚画像(ヘマトキシリン‐エ オ ジ ン 染 ⾊ ) を ⽰ す 。 同 じ く 、 図 ３ (e)-(h) にGroup2 のヌードラットの腫瘍切⽚画像を⽰す。
Group2 では腫瘍組織内で壊死を起こし組織が抜け落ちた領域が観察された。

Figures 3 (a) to (d) show the tumor tissue section (stainedwith Hematoxylin & Eosin) slices obtained from around thecenter of each nude rat in Group-1, and Figures 3 (e) to (h)show that for each nude rat in Group-2. A heterogeneous
morphology was observed in tumor tissue sections in Group-2
Notably, there were clustered areas where cells fell off after
necrosis.

Figure 2 Summed PET images (Rat-A) fused with the CT images for (a) normal tissue irradiation and (b) tumor tissue
irradiation. The arrows indicate the 15O ion beam incident direction. (c) Comparisons of k2m of normal and tumor tissue
irradiation of nude rats in Group-1 and Group-2. (p value of < 0.05 was considered significant.)

Figure 3 (a) - (d) Tumor tissue sections (H&E staining) for each nude rat in Group-1 and (e) - (h) those for each nude rat inGroup-2 (one slice at the tumor center).

考察

Discussion

Group1 の照射実験では、腫瘍組織において正常組
織より⼤きな𝑘 値が得られた。腫瘍組織内では⾎管新⽣が盛んになる特徴があり、新⽣がん⾎管壁の⾎管透過性が亢進している作⽤[4]が⽣物学的洗い出し速度に反映したと考えられる。

The mean value of 𝑘of tumor tissue irradiation was larger

than that of normal tissue irradiation in Group-1. It was
reasonable that the biological washout rate in the tumor tissue
is faster than that of the normal tissue due to tumor vascular
hyper-perfusion [4], in this study of Group-1.

59

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

⼀⽅、Group2 の腫瘍照射実験では、Group1 の腫瘍照射実験と⽐較すると𝑘 値が⾮常に⼩さく、むしろ正常組織と⽐較しても⼩さな値が得られた。
Group2 の腫瘍組織切⽚画像（図３(e)-(h)）から壊死を起こした領域が観察されており、腫瘍内の⾎流が滞り低酸素状態になったために⽣物学的洗い出し速
度が遅くなったと⽰唆される。

The mean value of 𝑘of tumor tissue irradiation forGroup-2 was significantly lower than that in Group-1, and it
was somewhat lower than that of normal tissue irradiation.
From the tumor sections (Figures 3 (e) to (h)) of tumor of nuderats in Group-2, necrotic areas were observed. It wassuggested that the biological washout rate in the tumor tissue
became slower due to decreased vasculature and blood flowin tumors of nude rats in Group-2.

今回の実験で、腫瘍の⾎⾏状態が⽣物学的洗い出
This study demonstrated that the status of the tumor
し速度に影響する様⼦が⽰された。放射線治療にとvasculature reflected the biological washout. The biological
もなう腫瘍組織の反応は組織内の⾎⾏状態に表れる washout parameters were variable depending on tumor
ため[5]、⽣物学的洗い出し効果に関するパラメータ vascular perfusion and/or permeability that are known toは様々な値を取り得ると考えられる。⾔い換えると、 influence radiation response [5]. Our study provides
⽣物学的洗い出し速度の変化を観察することで腫瘍 experimental data which support the concept that theの病理状態の変化や放射線治療の効果を評価するこ biological washout rate could be used for evaluating tumorとができる。この可能性を⽀持するデータが今回の response to radiation therapy. For future work, quantitative
実験では得られた。次の課題として、腫瘍の病理状 studies of the relationship between biological washout rate
態と⽣物学的洗い出し速度の関連性を定量的に評価 and tumor pathological condition are likely to be essential.
する⼿法を確⽴することが必要である。

Conclusion

まとめ

⾎⾏状態の異なる 2 つの担癌ラットモデルに対し We measured the biological washout rate in tumor tissue that
had been 15O ion beam irradiated. The biological washout rateて 15O ビームを⽤いた照射実験を⾏った。⽣物学的in the vascular perfused tumor tissue was higher than that of
洗い出し速度は、⾎管形成の盛んな腫瘍では速まり、 the normal tissue due to tumor vascular hyper-perfusion, while
低酸素状態にある腫瘍では遅くなった。腫瘍の⾎⾏ the biological washout rate in the necrotic tumor tissue was
状態が⽣物学的洗い出し速度に反映されることが⽰ lower than that of the normal tissue due to the lack of vascularされた。本実験は、粒⼦線治療の in-beam PET 測定 structure. Our study demonstrated that the biological washout
により腫瘍の病理状態の変化や放射線治療の効果を rate reflected the tumor vasculature status in the pathologicalcondition.
評価できる可能性を⽰した。

Acknowledgements
Collaborators
GrantsDr. Shinji Sato, Dr. Sodai Takyu, Dr. Go Akamatsu, Dr. Han Gyu Kang, Dr. Fumihiko Nishikido, Dr.
Yuma Iwao (QST)
JSPS KAKENHI 18K07773 and 21K07608

References
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60

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

4 層 DOI 検出器の最適化
Optimization of the 4-layer DOI detector
稲⽟ 直⼦ 主幹研究員
Naoko Inadama, Principal Researcher
Introduction

はじめに

PET 検出器は、シンチレーション結晶（放射線を PET detectors generally consist of an array of small
検出すると光を発する素⼦）の配列を受光素⼦に結 scintillation crystal elements and a photo-detector array. The
scintillation crystal has a property that it originates thousands
合させた構造をもつ。1 回の放射線⼊射は数千の光
of photons when it detects a radiation. We can then identify the⼦に変換されるため、発光の重⼼点を計算すること
radiation detecting element (scintillated element) by the
により、個々の受光素⼦よりも細かい結晶素⼦を特 calculation of the center of the photon distribution. Because the
定することができる。検出器内の放射線検出位置は radiation detection position in the detector is obtained as the
検出結晶素⼦の特定として得られるため、素⼦サイ scintillated element in the array, element size determines the
ズが検出器の分解能となる。検出素⼦の特定では、2 detector resolution. For the element identification, we refer to
次元 position histogram を参照する。事前に放射線 the 2-dimensional (2D) position histogram prepared in
を⼀様に照射し各検出の受光素⼦信号の重⼼演算結 advance by uniform gamma-ray irradiation onto the detector.
果を蓄積させて得るもので、histogram 上には各結 This histogram represents the results of the center of gravity
calculation with photo-detector signals for each radiation
晶素⼦に対応するピーク（結晶応答）が現れている。
detection and forms the peaks that correspond to each crystal

結晶素⼦は放射線の検出効率を考慮し通常 2cm ほどの厚みをもたせるが、検出感度を保証するためのこの厚みが同時に PET 画像の分解能低下の要因となることがわかっていた。そこで、結晶素⼦の深さ⽅向にも位置弁別が可能な depth-of-interaction (DOI)
検出器の実⽤化が切望されてきた。従来の構造では不可能な DOI ⽅向の位置弁別には、新たな⼿法が必要であった。

element (crystal response).

我々は、以前 4 層分の DOI 識別が可能な検出器を開発した[1]。原理を Figure 1 に⽰す。結晶素⼦配列
を 4 層に積層した構造で、各層の結晶素⼦間の反射材が１つ置きに取り除かれる。取り除くと、均⼀であった結晶応答がそこで互いに近づく。結晶素⼦で発した光が取り除いた部分で広がる結果、発光の重⼼点が広がった⽅向にずれるためである。Figure 1 のように 4 層の間で反射材を取り除く位置をずらすことで各層の結晶応答の偏りがずれ、重なることなく4 層分すべての応答を 2 次元 position histogram 上に表し結晶素⼦識別をすることができる。本⼿法はほぼ成功しているが、⼀般の検出器でも問題になる
端の結晶素⼦においては隣の結晶応答との重なりがみられ結晶素⼦識別が困難になっていた。

depth location information, however, cannot be obtained

To have sufficient radiation detection efficiency, the crystal
elements are required to be around 2 cm in height. However,a long shape for the crystal elements causes degradation of
the PET image resolution. This problem can be solved by thedepth-of-interaction (DOI) detector which provides theradiation detection location in the detector 3-dimensionallybecause getting the depth location in a long crystal element
corresponds to dividing it into short crystal elements. The
without applying some special approach.
Our team previously developed the 4-layer DOI detector [1]. Its
principal is explained in Figure 1. The detector consists of thefour crystal element arrays stacked in the depth direction.
Reflector removal in the array allows a larger scintillation
photon distribution and makes the distribution center shift as aresult. Then the corresponding responses are getting close toeach other as indicated in Figure 1 so that different reflector
arrangements between the four layers makes it possible torepresent all responses for all layers in a 2D position histogram
without overlapping. We confirmed the 4-layer DOI detector
worked according to the principle except for the outer crystal
element identification which is difficult also in most non-DOI
detectors.

61

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

本研究で、新たな反射材の⼯夫により端の結晶応 After many basic experiments, we found the way to identify the
答を分離することができた。⼀般的に、結晶素⼦配列 outer elements. A common way to fabricate the crystal element
を作る際には反射材の格⼦を作りそこに結晶素⼦を array is first arranging a reflector lattice and putting theelements in it. To form the lattice, we need to make slits in the
埋め込むが、格⼦形成のために反射材に必要なスリ
reflectors. In the study, we found that the amount of theットからの光漏れが histogram 上の応答の位置に⼤photons leaking through the slits even after forming the lattice
きく影響していることが研究過程でわかった。そこ was significant enough to change the outer response position.
で、端の結晶素⼦に対してスリットなしの反射材を Our new approach then uses no-slit reflectors for outer crystal
使うことで、応答の重なりを改善することができた。 elements. This report shows the effect of their application.
本報では、⼿法適⽤の有無の⽐較により⼿法の効果を⽰す。

Figure 1 Principle of the 4-layer DOI detector. The scintillation crystal element is identified through the 2D position
histogram obtained by the center of gravity calculation using photodetector signals.

⽅法

Materials and Methods

4 層結晶素⼦配列として、通常の作りと、Figure 2に⽰すスリットなし反射材で端の結晶素⼦を分離したものを⽤意した。Figure 2(a)に上⾯図を、Figure2(b)(c)に中央の断⾯図と端の結晶素⼦配列の構造を⽰す。反射材位置について、Figure 1 のような通常の作りでは、x ⽅向において反射材位置が連続する層間で異なる場合他⽅（y ⽅向）では 1,2 層、3,4 層の反射材位置が必然的に同じになる(Figure 2(b))。しかし層間で異なる構造の⽅が結晶素⼦の識別能が⾼い傾向にあった。スリットなし反射材で分離される
端では中央部の反射材位置に準ずる必要がなく⾃由な構造をとれるため、⽅向に関係なく 4 側⾯すべての端の結晶素⼦配列を層間で反射材位置が異なる構造とした(Figure 2(c))。

To verify the validity of the new approach, we prepared two 4layer crystal element arrays: the basic structure and thestructure optimized by using the no-slit reflectors. As shown in
Figure 2, the outer elements at all four faces were opticallyseparated by the no-slit reflectors. Figure 2(a) is the top view
and Figures 2(b), (c) are the side views of the reflector
arrangements at the central part and in the outer array.
Regarding reflector position, as indicated in Figure 1, whenreflector position was different between adjacent layers in thex direction, the position of the 1,2 and 3,4-layers became thesame in the y direction (Figure 2(b)). And we got measurement
results that indicated a different position in the x direction
showed better performance. Because outer arrays wereseparated and independent of center reflector position, we set
reflectors in this different position for all four outer arrays(Figure 2(c)).
The crystal element array was a 16 × 16 array of 1.45 × 1.45 ×

各 層 は 1.45 × 1.45 × 4.5 mm3 GAGG 結 晶
4.5 mm3 GAGG (C&A Co.) crystals and reflector material was（C&A 社製）16 × 16 配列で構成され、反射材にESR film (Sumitomo 3M, 98% reflectivity, 0.065 mm
は ESR film（住友 3M、反射率 98％、厚さ 0.065 mm） thickness). The 8 × 8 channel MPPC array module

62

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research(Hamamatsu Photonics K. K., Model: S13361-3050AE-08, 3 ×を⽤いた。受光素⼦には 8 × 8 チャンネル MPPC
アレイモジュール （浜松ホトニクス社製 S133613050AE-08, 感度有効領域 3 × 3 mm2, ピクセルサ
イズ 50 μm）を⽤いた。層間、結晶配列と MPPC 間
を RTV ゴム（KE420, 信越シリコン社製, 屈折率1.45）で光学結合し、同じ層内の結晶素⼦間は空気のままとした。22Na 点線源からの 511 keVγ線を⼀様照射し、NIM-CAMAC システムによりデータ収集を⾏った。

3 mm2 active area, 50 μm micro-pixels) was used for the photodetector. To couple layers 1 to 4 and the 4th layer and MPPC,
we used RTV rubber (KE420, Shin-Etsu Chemical Co., Ltd.;
refractive index = 1.45). Between crystal elements in the samelayer was air. Data acquisition was performed using the NIMCAMAC system by irradiating 511 keV gamma-rays from a
22

Na point source.

Figure 2 Structure of the 4-layer DOI detector with the no-slit reflectors; (a) the top view, (b) the side view of the center
part of the crystal array, and (c) the side view of the outer crystal array.

Figure 3 Obtained 2D position histograms with the 4-layer DOI detectors in (a) the basic structure and (b) the structure
optimized by using the no-slit reflectors.

63

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

結果

Results得られた 2 次元 position histogram を⽰す。通常の作りでは重なっていた端の応答が(Figure 3(a))、スリットなし反射材で端の結晶素⼦を分離したことで識別可能になっている(Figure 3(b))。γ線を上⽅から照射したため、検出数が最も多い 1 層⽬の結晶素⼦に対応する応答が濃く現れている。拡⼤した部
分は 7 列分の応答を含んでいるが、重なっていた 2,3
列⽬の応答も分けることができている。

Figure 3 shows the obtained 2D position histograms. The outerまとめ

Conclusion

我々の開発した 4 層 DOI 検出器において、反射材の⼯夫により端の結晶素⼦の識別能を改善することができた。本⼿法は⼀般の検出器にも有効であり、広く適⽤され様々な検出器の性能向上に貢献することが期待できる。

The validity of our proposed approach using no-slit reflectors

responses overlapped in Figure 3(a) for the basic structure, butthey were separated in Figure 3(b) for the structure using noslit reflectors. The bright responses corresponded to the 1st
layer elements which detected many gamma-rays irradiatedfrom the top of the detector. Enlarged parts included sevenresponse lines. The 2nd and 3rd lines that had been
completely overlapped in Figure 3(a) were identified in Figure3(b).

was verified with the 4-layer DOI detector. This approach also
will be effective for non-DOI detectors and we expect it to be
applied to various detectors and to contribute to better detector
performance.

Acknowledgements
Grants

JSPS KAKENHI 20K12705

References[1]

T. Tsuda et al., “A four layer depth of interaction detector block for small animal PET,” IEEE Trans. Nucl. Sci., vol. 51,
pp. 2537-2542, 2004.

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４層 DOI 検出器へのレーザー加工の応用
Development of a four-layer DOI detector using crystal bars
segmented by a laser
モハマディ アクラム 主任研究員
Akram Mohammadi, Senior Researcher
はじめにIntroduction

PET（Positron Emission Tomography）の空間分
解能は、DOI（Depth of Interaction）情報を用いて向上させることができる［1-5］。我々のグループでは、セグメント化したシンチレータ（結晶）配列と反射材の工夫により 4 層 DOI 検出器を開発した［3］。
反射材のない結晶間の光学接着には RTV ゴムを使用しており、4 層のすべての結晶は、結晶配列の底面のみに結合した光検出器により識別できる。

The spatial resolution of positron emission tomography (PET)systems can be improved using depth of interaction (DOI)
information [1-5]. Using segmented scintillator arrays, ourgroup developed a four-layer DOI detector based on thereflector control [3]. All crystals in the four layers were identified
by a photo-detector mounted on only one side of the crystal
array and RTV rubber was chosen for optical coupling in the
gap between each pair of crystals in which no reflector wasinserted [3].

近年では、SSLE（Subsurface Laser Engraving）［6］を用いることで、セグメント化した結晶配列を Recently, the efficient and precise fabrication of segmented
効率的かつ精密に製作することが可能になった。 crystal arrays has become possible by using subsurface laser
SSLE は、結晶内部に非常に微細なひび割れの層を形 engraving (SSLE) [6]. SSLE produces very fine micro-cracked
成し、光を散乱、反射させる拡散層として機能させる layers in a crystal, which act as optically diffuse layers to
ことができる。我々はこれまでに、SSLE によって小 scatter and reflect light. We previously reported theセグメント化した 2×2 及び 2×1 の配列を用いて作 performance of our four-layer DOI detector with small
成した 4 層 DOI 検出器の性能について報告した［7］。 segmented 2×2 and 2×1 arrays fabricated using SSLE [7].
本報告では、SSLE を用いて高さ方向に 4 分割（セグメント化）した棒状結晶により構成した 4 層 DOI
検出器の性能を検討した。そして、モノリシックの棒状結晶により構成した場合、及び従来方式の個別結晶で構成した場合と比較した。

In this report we investigated the performance of a four-layer

材料と方法

Materials and Methods

DOI detector composed of crystal bars segmented using SSLE
into four segments in the height direction. The performance of
this detector was compared with our conventional four-layer
detector and the detector composed of monolithic crystal bars.

シ ン チ レ ー タ と し て 1×1×20 mm3 の LYSO Scintillation crystals of lutetium yttrium orthosilicate (LYSO)（ Lutetium Yttrium Orthosilicate）結 晶を用 いた with a size of 1×1×20 mm3 were used (Figure 1 a)). Sixty four
（Figure 1 a））。SSLE を適用して 64 本の棒状結晶 crystal bars were segmented into four segments with equal
を高さ 5mm の均等な 4 つのセグメントに分割した。 height of 5 mm by applying SSLE. Two 8×8 crystal arrays were
モノリシックの棒状結晶及びセグメント化した棒状 prepared using the monolithic crystal bars and segmented
結晶を用いて 2 つの 8×8 結晶配列を作製した crystal bars (Figures 1 b) and c)). Positions of reflectors, which（Figure 1 b）
、c））
。棒状結晶間の反射材（多層ポリ are multilayer polymer mirrors, between the crystal bars were
マーミラー）構造は従来の 4 層 DOI 検出器と同様と the same as those of our four-layer DOI detector. The reflector
した。各層の反射材構造を Figure 2 a）に示す。作製 arrangement for each layer is shown in Figure 2 a). Each

65

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

した各結晶配列は、
4×4 チャンネルの TSV（ThroughSilicon Via）型 MPPC（S13361-2050AE-04）に光学接着した。各 MPPC チャンネルの有効面積は 2×2mm2、チャンネル間のデッドスペースは 0.2mm であった。

prepared crystal array was mounted on a 4×4 channel TSV(through silicon via) MPPC (S13361-2050AE-04). The
effective area of each MPPC channel was 2×2 mm2 and thedead space thickness between MPPC channels was 0.2 mm.
A four-layer 8×8 crystal array using small discrete LYSO

従来方式の 4 層 DOI 検出器として、1×1×5mm3の個別の LYSO 結晶を用いた 4 層の 8×8 結晶配列を作製し、TSV 型 MPPC 上に光学接着した。

crystals of (1×1×5 mm3) was prepared and mounted on the

評価のため、各検出器の上面から 137Cs 点線源を用
いて 662keV のガンマ線を照射した。結晶配列内の相互作用位置はアンガー計算により推定した。期待される各層及び検出器全体の 2 次元ポジションマッ
プの模式図を Figure 2 b）に示す。

Each detector was irradiated from its top with a 137Cs point

a)

1

nd

3
4

source. The interaction positions within crystal arrays were
estimated by the Anger-type calculation. Schematic drawingsof expected 2D position maps for each layer and the detector
are shown in Figure 2 b).

2

rd

st

nd

3

th

4

d)
SSLE

st

2

1 d)).

c)b)
1

TSV MPPC as a conventional four-layer DOI detector (Figure

1

st

2

rd

nd

3

th

rd

4

th

Figure 1 Schematic drawings of a) a monolithic and segmented crystal bars. Schematic drawings of a four-layer DOI detector
using a) monolithic crystal bars, c) segmented crystal bars, and d) discrete crystals (1×1×5 mm3).

st

1 layernd

2 layerrd

3 layerth

4 layer
Reflectora)Crystalst

1 layernd

2 layerrd

3 layerth

4 layer

Four-layer detectorb)

Figure 2 Schematic drawings of a) reflector arrangement in each layer of a four-layer DOI detector, and b) expected 2D position
map for each layer and the four-layer DOI detector.

結果と考察

Results and Discussion

モノリシック棒状結晶、セグメント化棒状結晶、及び 1×1×5mm3 個別結晶で構成した 3 つの検出器について、662keV の光電ピーク周辺にエネルギーウィ
ンドウを適用し、それぞれの 2 次元ポジションマッ
プを得た（Figure 3 a）-3c））。モノリシック結晶配列の場合、各層の応答が中央と端で大きく重なりあっている（Figure 3 a））。SSLE でセグメント化した

Respective 2D position maps were obtained for the threedetectors composed of monolithic and segmented crystal bars,
and the discrete crystals of 1×1×5 mm3 (Figures 3 a) to 3 c))after applying energy windows around the photopeak at 662
keV. The expected responses for each layer are severely
overlapping for the monolithic crystal array at the middle andthe edges of the array (Figure 3 a)). The responses at the
middle of the crystal array segmented using SSLE are
separately identified (Figure 3 b)). In the case of the crystal

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次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

結晶配列の場合、中央の応答は分離されているが端 array segmented by SSLE, the center response is separated,の応答は歪んでおり、重なり合っている（Figure 3 but the edge responses are distorted and overlap (Figure 3 b)).
In the future, it is necessary to improve the separationb））。今後、端の結晶間の光結合条件を最適化するこ
performance of the edge responses by optimizing the opticalとで、端の応答の分離性能を向上させる必要がある。
coupling conditions between the edge crystals. The optical
今回の棒状結晶間の光学結合物質は空気であった coupling material between the crystal bars is currently air andが、ＲＴＶゴムに変更することで大幅な改善が見ら we expect to observe significant improvement by changing air
れると期待される。従来方式の個別結晶の配列では、 to RTV rubber. There is clear separation of crystal responses
結晶の応答が明確に分離されている（Figure 3 c)）。 for the crystal array consisting of discrete crystals (Figure 3 c)).
The energy spectra of specific segments and crystals for theセグメント化棒状結晶と 1×1×5ｍｍ3 の個別結晶からなる検出器について、特定のセグメントと結晶のエネルギースペクトルを Figure4 に示す。すべての層で、セグメント化棒状結晶の光電ピーク値は個別結晶の値よりも大きくなっている。セグメント化
棒状結晶と、個別結晶からなる検出器の結晶配列中央のセグメントの平均エネルギー分解能は、662keV
でそれぞれ 8.2±1.0%、10.7±1.9%である。これらのエネルギー分解能は、MPPC の飽和補正を適用せずに得られたものである。

a) Monodetector consisting of the segmented crystal bars and of
discrete crystals of 1×1×5 mm3 are given in Figure 4. The
photopeak values of the segmented crystal bars for all layers
are larger than those of the discrete crystals. The averageenergy resolutions of the segments at the middle of the crystal
arrays for the detector consisting of segmented crystal bars
and the discrete crystals are 8.2 ± 1.0% and 10.7 ± 1.9% at
662 keV, respectively. These energy resolutions were obtained
without applying saturation correction for the MPPCs.

c) Segmentedb) SSLE

Figure 3 2D position maps of the detectors consisting of a) the monolithic crystal bars (mono), b) the crystal bars segmented
using SSLE, and c) the small discrete crystals of 1×1×5 mm3 (segmented).

300

Counts

b)

SSLE
1

st

1

3 rd
4 th

100
0

3

th

4nd
2

500

1x1x5
mm3
Segmented

1 st
2 nd

400

rd

2 nd

FWHM: 8.8%
FWHM: 8.5%
FWHM: 7.6%
FWHM: 7.6%

200

st

Countsa)

FWHM: 10.4%
FWHM: 11.6%
FWHM: 12.5%
FWHM: 10.1%

300
200

3

rd

4

st

2

3

rd

1

4 th

th

nd

100
0

50

100

150

200

250

0

300

0

50

100

150

200

250

300

Pulse height (ch)Pulse height (ch)Figure 4 The energy spectra for specific segments and crystals of a) the detector consisting of the segmented crystal bars, andb) those of the discrete crystals of 1×1×5 mm3 (segmented) in the first, second, third and fourth layers.

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Conclusion

まとめ

我々の提案する、SSLE で 4 分割した 1×1×20 We investigated performance of our proposed four-layer DOI
detector composed of crystal bars of 1×1×20 mm3 segmented
mm3 の棒状結晶からなる 4 層 DOI 検出器について、
into four segments using the SSLE from viewpoints of crystal
結晶セグメントの識別とエネルギー分解能の観点か segment identification and energy resolution. We compared
ら性能を検討した。その際、提案検出器の性能を、従 the performance of the detector with that of our conventional
来の 4 層 DOI 検出器と比較した。セグメント化され four-layer detector. The crystal segments were clearly
た結晶配列では、中央の結晶セグメントは明確に識 identified in the middle of the segmented crystal array and the
別でき、平均エネルギー分解能（飽和補正なしの場 average energy resolution (without applying saturation
corrections) showed 20% improvement compared to that of our合）は、従来検出器と比較して 20％改善した。現在、conventional detector. We are continuing to improve crystal
検出器の端の結晶識別の改善を引き続き進めていidentification at the edges for the detector.
る。

Acknowledgements
Collaborators

Obata Fujino, Han Gyu Kang, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya (QST)
Toshiaki Sakai (HPK)

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次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

CLS PET 検出器の改良
Performance improvement of CLS PET detector
吉⽥ 英治 主幹研究員
Eiji Yoshida, Principal researcher
はじめにIntroduction

PET の画質を向上するために、視差誤差を低減す
る DOI 情報[1]と再構成画像上で SN を改善する TOF
情報[2]は、重要な要素技術である。しかしながら、両⽅の技術を劣化なしに同時に実現することは、困難な課題である。我々は、TOF-DOI 検出器として、
光センサーと同等の⼤きさの 4 分割 GFAG 結晶からなるループ構造と、⾵⾞状に配置された近接する 4
つ の 光 セ ン サ ー を 光 学 的 に 結 合 さ せ た CLS（Crosshair Light Sharing）PET 検出器[3]-[7]を開発した。本報告では、より⾼速な fast LGSO 結晶を⽤いることで時間分解能を改善した CLS PET 検出器[6]を報告する。

To improve PET image quality, depth-of-interaction (DOI)

CLS PET 検出器

CLS PET detector

提案する検出器は、図１に⽰すように、14 x 14 のfast LGSO（オキサイド）アレイを 8 x 8 の MPPC
（S14161-9865、浜ホト）アレイに光学結合した。
fast LGSO 結晶のサイズは、1.45 x 1.45 x 15 mm3 とした。光学反射材は、ルミラー（70-E20、東レ）または ESR（3M）を⽤い、3 層の異なる構造を結晶間に挿⼊した。⼀⽅で、反射材を有しない結晶間は、接着剤で光学接続した。上部と中⼼部の配置は、単⼀読み出し⽅式のループ構造を有する。下部の構造において、結晶間の光学接着剤は、MPPC の発光量の減衰を低減するために同じ MPPC に接続した近接する
fast LGSO 結晶にシンチレーション光を広げる効果を有する。1 対の結晶の識別は 2 つの MPPC の出⼒
差から⾏い、個々の結晶の応答は検出深さに依存して連続的な分布を有する。

The proposed crosshair PET detector consisted of 14 × 14 fast

information [1], which can reduce the parallax error, and timeof-flight (TOF) information [2], which can enhance the signalto-noise ratio in a reconstructed image, are key technologies.
However, it is difficult to realize and employ both technologies
at the same time without degradation of the information
obtained. We have developed the crosshair light sharing (CLS)PET detector that optically couples the four-loop structure,
consisting of quadrisected GFAG crystals comparable in size
to a photo-sensor, to four photo-sensors in close proximity
arranged in a windmill shape. In this work, we developed the
CLS PET detector using the fast LGSO crystal for the TOFDOI PET system [3].

LGSO (OXIDE Corp.) arrays coupled to an 8 × 8 MPPC array(S14161-9865, Hamamatsu Photonics K.K) as shown in Figure
1. The size of each fast LGSO crystal was 1.45 × 1.45 × 15mm3. The optical reflector was Toray Lumirror (70-E20, Toray
Industries Inc.) or ESR (3M). The optical reflectors with threedifferent arrangements were inserted between crystals. On theother hand, the boundary between crystals without the reflector
was coupled by optical glue (KE420, Shin-Etsu Chemical Co.,Ltd) with a refractive index of 1.45. Top and middle
arrangements made a loop structure of single-ended readout.
For the bottom arrangement, optical glue between the fast
LGSO crystals spreads scintillation photons to neighboring fast
LGSOs connected to the same MPPC to reduce the saturation
effect of the MPPC. Crystal identification of paired crystals is
obtained from the output rate of two MPPCs. The responses ofeach crystal have a continuous broad distribution.

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性能評価

Performance evaluation

本検出器の評価には PETsys 社の SiPM 読み出し The data acquisition system used was the PETsys SiPM
システム[8]を⽤いた。図 2 に 22Na の⼀様照射によ readout system (PETsys Electronics S.A.) [8]. Figure 2 shows
22って得られた２次元ポジションヒストグラムとエネ the 2D position histograms and energy spectrum of Na
ルギースペクトルを⽰す。すべての結晶アレイにお uniform irradiation for three types of crystal arrays. Good
crystal identification was possible for all crystal arrays. Figure
いて、良好な結晶識別が可能であった。図 3 は、661
3 shows the estimated DOI positions and DOI resolutions
keV のスリット照射から算出した DOI の推定位置とcalculated from the 661 keV slit irradiation. The average DOI
DOI 分解能を⽰したものである。fast LGSO アレイ
resolution was 4.7 mm for the fast LGSO array with ESR,
（ESR）の平均 DOI 分解能は、4.7 mm であったが、although DOI resolution at the crystal edge tended to be worse
結晶端部の DOI 分解能は中央部に⽐べて悪い傾向が than in the center. On the other hand, the fast LGSO array withあった。⼀⽅、fast LGSO アレイ（ルミラー）では、 Lumirror obtained uniform DOI resolution of 2.7 mm on
平均で 2.7mm の均⼀な DOI 分解能が得られた。時 average. To evaluate coincidence resolving time (CRT), a pair
間分解能を評価するために、⼀対の検出器を反対⽅ of detectors were placed in opposite directions and
向に配置し、中央に配置された 22Na 点線源で同時計 measurements were made with a centrally located 22Na point
数測定を⾏った。図 4 にタイミングヒストグラムを source. Figure 4 shows the timing histograms for three types
⽰す。反射材を ESR に変更することで、200 ps 台の of crystal arrays. By changing the reflector to ESR, the CRT in
the 200 ps range was achieved.
時間分解能を実現した。

Top view

Side view
fast LGSO

1.45 mm

15 mm

Top: 5-mm thickness

Bottom: 5-mm thickness

3 mmPair of crystals
Reflector arrangement
Top

Middle: 5-mm thickness

Reflector

MPPC

Optical glue
MiddleBottomFigure 1 Illustrations of the crosshair PET detector and reflector arrangement.

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ESR(b) Energy spectrum(a) 2D position histogram

Lumirror

13.8%

10.1%

Figure 2 2D position histograms and energy spectrum for two types of crystal arrays.

Figure 3 Estimated DOI position and DOI resolution for two types of crystal arrays.

まとめ

Conclusion

1.45 mm の fast LGSO 結晶と ESR 反射材を⽤いた DOI-TOF 検出器を開発した。開発した検出器は10.1%のエネルギー分解能、4.7 mm の DOI 分解
能、293 ps の時間分解能が得られた。

In this work, we developed the DOI-TOF detector with thesingle continuous layer with 1.45-mm fast LGSO crystals and
ESR reflectors. The developed detector provided 10.1%
energy resolution, 4.7 mm DOI resolution, and 293 ps CRT.

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Lumirror

335 psESR
293 psFigure 4 Timing histograms for two types of crystal arrays.

Acknowledgements
Collaborators
GrantsFujino Obata, Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya (QST)
Kei Kamada (C&A), Akira Yoshikawa (Tohoku University)
JSPS KAKENHI 19K12857 and 20H05667
AMED 21he2202004
GIMRT Program of the Institute for Materials Research, Tohoku University 202012-RDKGE0009
QST President’s Strategic Grant Advanced Study Laboratory and the BUMONCHO Fund

References
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E. Yoshida, et al., “First imaging demonstration of a crosshair light-sharing PET detector”, Phys Med Biol, vol. 66,
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E. Yoshida, et al., “Development of crosshair light sharing PET detector with TOF and DOI capabilities using fast LGSO
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E. Yoshida, et al., “Gapless implementation of crosshair light-sharing PET detector”, Nucl Instruments Methods Phys
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D. Schug, et al., "Initial Measurements with the PETsys TOFPET2 ASIC Evaluation Kit and a Characterization of the
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次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

SiPM を⽤いた TOF-PET 検出器の基礎的研究
An analysis of the TOF-PET detector using SiPM
清川 実穂 実習⽣/千葉⼤学 (⼭⾕研究室 学部 3 年⽣)
Miho Kiyokawa, Trainee / Chiba University (Yamaya-lab, B3)
はじめにIntroduction

PET は体内に取り込まれた放射性医薬品の分布を3D で可視化することでグルコース代謝や遺伝⼦発
現、神経受容体活性などの機能的情報を得ることができる分⼦イメージング⼿法である[1]。がんや認知症などの神経疾患を診断するために広く使⽤されている。

Positron emission tomography (PET) is a molecular imaging
technique which can visualize the 3D distribution ofradiopharmaceuticals injected into the body thereby providing
functional information about glucose metabolism, gene
expression and neuroreceptor activities, etc. [1]. Therefore,
PET has been widely used to diagnose oncological andneurological diseases such as cancer and dementia.

近年の PET は、2 つのガンマ光⼦間のごくわずかな検出時間差を測定できる time-of-flight (TOF)PET が⼀般的である。この時間差の計測精度を、同
時計数時間分解能（coincidence timing resolution:
CTR）という。CTR が良いほどガンマ光⼦の発⽣位置を精度よく絞り込めるため、PET 画像の SN ⽐が向上する。最新の臨床 PET 装置では、215 ps の CTRを達成している[2]。

Coincidence timing resolution (CTR), which indicates theaccuracy of the time difference measurement between a pairof annihilation photons, is a paramount parameter for time-offlight (TOF) PET scanners. Achieving a good CTR can lead toa better signal-to-noise ratio on reconstructed PET images.
The latest clinical PET scanner provides the CTR of 215 ps [2].
The CTR of scintillation PET detectors is mainly determined by
the scintillation crystal material and silicon photomultiplier

CTR は主にシンチレータと半導体受光素⼦ silicon
photomultiplier (SiPM)の性能に依存する[3]。本研
究では、まずは SiPM に着⽬し、SiPM の印加電圧と波⾼弁別の閾値を最適化することで 200 ps 以下の
CTR の達成を⽬標とした。

(SiPM) performance [3]. The purpose of this study was to

⽅法

Methods

achieve a sub-200 ps CTR by optimizing the SiPM bias voltage
and threshold level.

Figure 1a に、本研究で使⽤した同時計数回路を⽰ Figure 1a shows the coincidence detection setup which wasused in the experiment. Two scintillation detectors were used
す。化学研磨された fast-LGSO (3.1×3.1×20 mm3)
for the coincidence detection. Each scintillation detectorと SiPM (Hamamatsu Photonics K.K., S13360consisted of a chemically polished fast LGSO crystal
3050CS, bias-voltage: 54.56 V) で構成される検出 ( 3.1×3.1×20 mm3 ) and a SiPM photo-sensor (Hamamatsu
器を向かい合わせに配置した。SiPM の受光素⼦サイ Photonics K.K., S13360-3050CS, Vbias =54.56 V). The SiPM
ズは 3.0×3.0 mm2、ピクセルピッチ 50μm である。 had an active area of 3.0×3.0 mm and micro-cell pitch of
50 μm.

fast-LGSO の 4 側⾯を ESR で包み、RTV シリコ
ンを⽤いて SiPM に取り付けた。それぞれの SiPM
からの出⼒は、フロントエンド回路を通じて、時間信
号とエネルギー信号に変換される。Leading-edge
discriminator (LED) の電圧は-100 mV であり、時間
信号とエネルギー信号はそれぞれ⾼周波増幅器と⾼The four lateral surfaces of the fast-LGSO crystal werewrapped by an enhanced specular reflector (ESR) film. The
fast-LGSO crystal was optically coupled to the SiPM usingroom-temperature-vulcanizing (RTV) silicon. The energy andtiming signals of the SiPM were extracted by a custom-madefront-end circuit board. The timing signal was amplified by high73

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Researchfrequency amplifiers, while the energy signals were amplified

速 OPAMP (AD8000) によって増幅されるようにした。その後、時間信号を２つに分岐し、それぞれの信
号を閾値 100 mV の LED に⼊⼒した。この LED からの出⼒は、同時計数を⾏うための AND 回路に送られる。

by fast OPAMP (AD8000). The timing signal was split into two
and one of them was fed to a leading-edge discriminator (LED)which had a threshold of -100 mV. The output of the LED wastransferred to the AND logic for the coincidence detection.
The analog signals of the energy and timing were digitized by

波形デジタイザー (CAEN, DT5724) を⽤いて、エネルギー情報と時間情報のそれぞれのアナログ信号を 5 GHz のサンプリングレートのデジタル信号に変換した。放射線源は 22Na である (Figure１b)。室温
25 ℃にて、SiPM の印加電圧を 1.0 V 間隔で 55.0 V
から 63.0 V まで変化させた。

using a waveform digitizer (CAEN, DT5724) with a sampling
rate of 5 GHz. A 22Na radiation source was used for theirradiation of annihilation gamma photons onto the detectors(Figure 1b). The ambient temperature was 25˚C. The SiPM
bias voltage was varied from 55.0 V to 63.0 V in intervals of
1.0 V to find the optimal voltage in terms of CTR.
The digitized waveform signals were analyzed by using

MATLAB による信号解析では、それぞれの測定においてピーク値での振幅の 5%の閾値を時間信号の検出に適⽤し、ΔT=T1-T2 として時間差ヒストグラ
ムを作成した。また、コンプトン散乱イベントを除去するために、20%のエネルギーウィンドウ（460-562
keV）を適⽤した。

MATLAB software. In order to extract the time stamp, a 5%
threshold level of the peak amplitude was applied to a
waveform of timing signals. As a result, the time difference ΔT(i.e. T1 - T2) was calculated to generate a timing histogram.
The energy window of 20% (460-562 keV) was applied to
select only the photo-peak events while excluding theCompton scattering events.

Figure 1 Experimental setup. The coincidence setup (a) and the detector setup (b).

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次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

結果

Results

エネルギースペクトル (Figure 2) において、光電ピークを確認した。SiPM の印加電圧を⼤きくするとCTR は改善し、電圧 61 V 以上のときに良好な結果が得られた (Figure 3 左)。また、CTR は閾値にも依存しており、閾値 5%のときに良好な CTR が得られた (Figure 3 右)。SiPM の印加電圧 61 V、閾値が 5%のときに、CTR 184 ps を達成した (Figure 3)。

The photo-peak can be identified clearly on the energy spectra(Figure 2). The CTR was enhanced as the SiPM bias voltage
increased. The SiPM bias of 61 resulted in the best CTR. The
CTR was highly dependent on the threshold level. The
threshold level of 5% resulted in the best CTR (Figure 3 right).
The optimal CTR of 184 ps was obtained with the SiPM bias of
61 V and the threshold level of 5% (Figure 3 left).

Figure 2 The energy spectra from the two detectors and the time difference with the 20% energy window at 61 V. Left:the energy spectra from the two detectors. The 20% energy window was applied around the photo-peak events. Right: thetime difference after cutting off Compton scattering.

Figure 3 Comparison of CTR values as a function of SiPM bias overvoltage. Left: effect of SiPM bias on the CTR. Right:
effect of the 5% threshold level on the CTR at 61 V.

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次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

考察

Discussion

今回は SiPM のサチレーション（エネルギー付与
量と SiPM の出⼒信号が⾮線形になる現象）の影響を補正していないため、エネルギー分解能は過⼤評価されている。SiPM サチレーション補正は今後の課題である。そして、CTR のさらなる向上に向けて、結晶表⾯状態の最適化を⾏う予定である。

In this study, the SiPM saturation effect was not considered for

まとめ

Conclusion

TOF-PET 検出器を対象に、SiPM の印加電圧と閾値を最適化した。184 ps の CTR が得られ、⽬標とする 200 ps 以下を達成した。

The SiPM bias voltage and threshold were optimized. As athe energy spectrum thereby enhancing the energy resolution
artificially. In the next study, we will measure the energy
resolution after the SiPM saturation correction. In addition, weplan to further enhance the CTR by roughening one lateral sideof the crystal surface [4].

result, we obtained the coincidence timing resolution of 184 ps
was and achieved the target sub-200 ps CTR.

Acknowledgements
Collaborators

Han Gyu Kang, Taiga Yamaya (QST), Hiroyuki Ishibashi (OXIDE),
Hideaki Haneishi (Chiba University)

References
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detector,” Biomed. Phys. Eng. Express., vol. 6, pp. 065028, 202076

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

医⽤半導体放射線検出器の開発
Semiconductor detectors for medical applications
錦⼾ ⽂彦 主任研究員
Fumihiko Nishikido, Senior Researcher
はじめにIntroduction
Development of new radiation detectors is important not only

新しい放射線検出器の開発は PET や SPECT 等の
核医学イメージング装置開発だけでなく、様々な医⽤放射線計測装置への応⽤に重要である。そこで、我々のグループでは核医学装置開発のみでなく、新しい放射線検出器の開発を⾏っている。本稿ではその中でも半導体ベースの放射線検出器についての研究を紹介する。

for development of nuclear medicine imaging modalities suchas PET and SPECT but also for applications to various medical
radiation detectors. Therefore, we have been developing not
only detectors for nuclear medicine but also new radiation
detectors for other medical applications. In this paper, we
introduce our research studies on semiconductor-based
radiation detectors.

⼀般的な PET 検出器(シンチレーション検出器)では、ガンマ線のエネルギーを⼀旦シンチレーション
光に変換した後に光センサでその光を電気信号に変換を⾏う。⼀⽅で、半導体検出器は半導体内でガンマ線のエネルギーを直接電⼦・正孔対に変換し収集を⾏うため⾮常に⾼いエネルギー分解能が得られる。⼀⽅で電⼦・正孔対を移動速度の制限により時間分解能や不感時間等の時間特性が良くないという⽋点も持つ。

In the case of general PET detectors, gamma-ray energy isconverted into scintillation photons and then the photons aredetected and converted into electrical signals with aphotodetector. On the other hand, in the case of semiconductor
detectors, the gamma-ray energy is directly converted into
electron-hole pairs and they are collected. Therefore, very highenergy resolution can be obtained. On the other hand,
semiconductor detectors have the disadvantage of poor timing
resolution and long dead time due to the limited speed of theelectron-hole pairs in them.

放射線検出器として⽤いられている半導体として有名なものはシリコン(Si)やゲルマニウム(Ge)が挙げられる。これらはエネルギー分解能が⾮常に⾼いものの原⼦番号や密度が低いため 511keV という⾼いエネルギーのガンマ線を検出する必要が有る PET
で⽤いることは難しいが、⾼エネルギー分解能が必
要なコンプトンカメラでは有利である。最近では、
テルル化カドミウム(CdTl)やカドミウムジンクテル
ライド(CdZnTe)などの重い元素を⽤いた半導体検出器も実⽤化されており、現在でも核医学装置⽤放射線検出器として利⽤されている。

Silicon (Si) and germanium (Ge) are the most well-known
semiconductors used in radiation detectors. Although they
have very high energy resolution, their low atomic number anddensity make it difficult to use them in PET detectors which
require detection of high energy gamma-rays, i.e., as high as
511 keV. On the other hand, they are advantageous forCompton cameras that require high energy resolution.
Recently, semiconductor detectors using heavy materials suchas cadmium telluride (CdTl) and cadmium zinc telluride(CdZnTe) have been developed and are used as radiation
detectors for nuclear medicine.

このような点から半導体検出器はその特性を⽣かすことで様々な医⽤放射線検出器として応⽤が期待できる。本稿では、新しい半導体素⼦である臭化タリウム(TlBr)を⽤いた PET 検出器の時間特性についてと有機半導体素⼦を⽤いた粒⼦線治療⽤線量計についての研究・開発について紹介する。

Semiconductor detectors can be used as radiation detectors
for various medical application by taking advantage of theircharacteristics. In this paper, we introduce our research abouttimingperformance

of

PET

detectors

using

a

new

semiconductor material, thallium bromide (TlBr) and ourdevelopment of dosimeters using organic semiconductor
devices for particle therapy.

77

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

チェレンコフ光を利⽤した臭化タリウム PET 検出器

TlBr PET detectors with Cherenkov photon detection

臭化タリウム(TlBr)は⾼い原⼦番号・密度(7.56g/cm )の半導体材料であるため、PET 検出器で検出する 511 keV の消滅放射線に対しても⼗分な感度を持つ。加えて半導体検出器ならではの⾼いエネルギ
ー分解能を持つため PET 検出器への応⽤が期待されているが[1]、他の半導体検出器と同じく電⼦・正孔対から時間情報を得た場合 PET 検出器として⼗分な時間分解能を得ることが難しい。⼀⽅、最近の研究で時間特性の良いチェレンコフ光を時間情報として⽤いることで時間分解能が改善されることが分かってきた[2]。そこで、我々のグループは東北⼤グループとの共同でチェレンコフ光を利⽤した TlBr
PET 検出器の時間分解能改善の研究を進めている。
本年度は通常の TlBr に加え TlBr に TlCl を添加した結晶(TlBl-TlCl)についても評価を⾏った(以降 TlBr
のみの結晶を TlBr と表記する。)。TlCl を添加すると⻩⾊の結晶が透明になるため、集光量が増し時間分解能が改善することが期待できる。

Thallium bromide (TlBr) is a semiconductor material with highatomic number and density (7.56 g/cm). Therefore, TlBr has
sufficient sensitivity to annihilation radiation of 511 keV for
measurement with PET detectors. In addition, TlBr has highenergy resolution like other semiconductor detectors [1].
However, it is difficult to obtain sufficient timing resolution for
PET detectors using TlBr detectors if timing information isdetermined from signals of the electron-hole pairs. Recently, it
has been found that the use of Cherenkov light, which has afast time response, can improve the time resolution [2].
Therefore, we are studying the improvement of the time
resolution of TlBr PET detector using Cherenkov light incollaboration with a group at Tohoku University. This year wehave evaluated TlBl crystals having added TlCl (TlBr-TlCl) andconventional TlBr-only crystals (called simply TlBr hereafter).
The original yellow color of the TlBr crystal was lost by adding
TlCl and the crystal became colorless and transparent.
Therefore, TlBr-TlCl is expected to increase the light collection
efficiency and improve the timing resolution.
Figure 1(a) shows the crystals of TlBr and TlBr-TlCl and the

Figure 1(a)に評価実験に使⽤した TlBr 検出器を⽰す。サイズはそれぞれ 3 mm×3mm×3mm である。TlBl-TlCl は結晶全⾯未研磨のものと光読出し⾯のみ研磨したものの２種類を⽤意した。これらの結晶は東北⼤・⼈⾒グループによって作製された。チェレンコフ光の検出には浜松ホトニクス製の MultiPixel Photon Counter (S13360-3075CS)を⽤いて⾏った。コインシデンス⽤検出器には LYSO 検出器を使⽤した。線源には Ge 線源を使⽤した。MPPC からの信号は⾼周波アンプを⽤いて増幅を⾏ったの
ち、デジタイザ(CAEN, DT5742)を⽤いて波形を記録した。得られた波形をソフトウェアで処理することにより時間分解能の計算を⾏った。

readout circuit used in the evaluation experiment. Two types of
TlBr-TlCl crystals were prepared, one with the entire surface
unpolished and the other with only the optical readout surface
polished. The size of the crystals was 3 mm×3 mm×3 mm.
The crystals were fabricated by Prof. Hitomi group at Tohoku
University. The Cherenkov photons were detected by a
Hamamatsu Photonics multi-pixel photon counter (MPPC;
S13360-3075CS). A LYSO detector was used as a coincidence
detector. The signal from the MPPC was amplified using ahigh-frequency amplifier and the waveform was recorded using
a digitizer (CAEN, DT5742). The obtained waveforms were
processed by software to calculate the time resolution.
Figure 1(b) shows the relationship between the threshold value
and the time resolution obtained for each crystal.. The

Figure 1(b)に各結晶で対し得られた閾値と時間分解

maximum threshold value was 6.5 because fewer than 7

能の関係を⽰す。チェレンコフ発光は微弱であり、

photoelectrons could be detected in this measurement due to

本実験では 7 光電⼦(p.e.)以下しか検出することが出

low Cherenkov emission. When the threshold was 0.5 p.e., a

来ないため閾値の最⼤が 6.5 となっている。閾値がtime resolution of about 500 ps was obtained for all crystals.

0.5 p.e.の場合はどの結晶でも 500 ps 程度の時間分

As the threshold was increased, the timing resolution improved

解能が得られている。閾値を上げるとどの結晶でもfor all crystals. However, the timing resolution of the TlBr
crystal did not improve around 6.5 p.e and that differed from

時間分解能が改善する傾向が⾒られるが、6.5 p.e.に

the case of the TlBr-TlCl crystal. One of reasons for this

近づくにつれて TlBr の時間分解能は改善しなくな

observation is that the collection efficiency of Cherenkov

る。これは TlBr の集光量が低く、閾値を⾼くすると

photons with the TlBr detector is lower than that with the TlBr-

時間スペクトルの統計量が不⾜するため時間分解能

TlCl detector, and the statistics of the timing spectrum areが低く評価されてしまっていると考えられる。逆に

insufficient when the threshold is increased. On the contrary,78

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

TlBr-TlCl は閾値を⾼くすることにより 300 ps 程度

the timing resolution of TlBr-TlCl was improved to ~300 ps by

までの時間分解能が改善⾒られており、集光量の改increasing the threshold. This means that the timing resolution
can be further improved by improving the light collection.

善を⾏うことにより、更に時間分解能が改善するとこが⽰唆されている。

(a)

(b)

Figure 1 (a) Photograph showing crystals of TlBr and TlBr-TlCl and the readout circuit. (b) Timing resolution of eachcrystal for each threshold level.
Organic semiconductor detector for carbon therapy

有機半導体検出器の粒⼦線治療⽤線量計への応⽤

Organic semiconductors have flexibility in the shape and size

有機半導体はフレキシブル・⼤型化が容易・透過性の⾼い素⼦を作成可能・安価であるなどの特徴を持ち、現在でも様々なデバイス(有機 EL ディスプレ
イ、有機太陽電池等)の研究開発・実⽤化などが進められている。これらの特性は放射線検出器としても有⽤であるため、有機半導体を検出器として利⽤することが出来れば、新しい特徴を持つ放射線検出器の開発が期待できる。本研究では有機半導体の特徴の⼀つである素⼦が⽣体等価物質で構成されている点に着⽬し、炭素線治療⽤線量計への応⽤について研究を進めている。過去の研究で⽤いたP3HT:PCBM やルブレンは膜厚が⾮常に薄く(1μm以下)、⾼圧をかけることが困難であった[3]。そこで現在は、容易に 1 mm 以上の素⼦の作製が可能な
4-ヒドロキシシアノベンゼン(4HCB)を⽤いて研究を進めている。過去の実験で 4HCB からの信号読み出しに成功しており、現在は粒⼦線計測で重要なブ
ラッグカーブ(LET 依存性)の評価を進めている。

they can be used in, their capability to produce transparent
devices, and their low production cost. Therefore, various
devices (organic electroluminescence displays, organic solar
cells, etc.) are currently being researched, developed, andcommercialized. Since these characteristics are also useful forradiation detectors, if organic semiconductors can be used asradiation detectors, it is expected that radiation detectors withnew characteristics will be realized. From this point of view, weare developing dosimeters for carbon beam therapy focusing
on tissue equivalence which is one of the useful property oforganic semiconductors. The P3HT:PCBM and rubrene
semiconductors used in our previous research were very thin(less than 1 μm) and it was difficult to apply a high voltage tothem[3]. Therefore, we are now using 4-hydroxycyanobenzene(4HCB) semiconductor, which can be fabricated easily with athickness of more than 1 mm. Previously, we read out thesignal from 4HCB for a carbon beam irradiation experiment.
Now, we are evaluating the Bragg curve (LET dependence),
which is important for particle beam measurement.
The size of the 4HCB crystal was 4 mm × 4 mm × 2 mm (Figure

作製した４HCB 結晶のサイズは 4 mm × 4 mm ×
2 mm (figure 2(a))である。信号の読み出し⽤のワイ
ヤーはカーボンペーストを⽤いて素⼦の両端に取り付けた。測定では炭素線照射によって４HCB 検出器
内に⽣成される電荷量を記録した。実験では 400 Vの電圧を 4HCB 素⼦に掛けながら測定を⾏った。実験は重粒⼦加速器 HIMAC の物理コース(PH2)で⾏

2(a)). Wires for signal readout were connected to both sides of
the 4HCB crystal with carbon paste. In the measurement,
induced charges generated in the 4HCB crystal by carbon ion
irradiation were collected. In the experiment, 400 V wasapplied to the 4HCB detector while the measurement was
carried out. The experiment was conducted in the physics
course (PH2) of the heavy particle accelerator HIMAC. Theenergy of the carbon beam was 290 MeV/n and the beam

79

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Researchintensity was 108 particles per second. The beam diameter was

い、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。ビーム
径は素⼦の位置で 1 cm になるように調整した

adjusted to be 1 cm at the 4HCB detector.
Figure 2(b) shows the Bragg curve of the 290 MeV/n carbon
ion beam obtained with the 4HCB detector. For reference,

Figure 2(b)に 4HCB 検出器で得られた 290 MeV/nの炭素線のブラッグカーブを⽰す。参考までに以前評価を⾏った有機半導体の結果も⽰してある。他の検出器同様にブラッグピークの取得に成功している。電離箱(I.C.)と⽐較した場合にブラッグピーク付近で信号が低下しており、4HCB の場合でも LET
依存性が観測された。今後は素⼦の厚さ、電極構造の最適化などを⾏い性能の改善を⽬指す。

Bragg curves of the other organic semiconductors which werepreviously evaluated are also shown. As with the previous
other detectors, the Bragg peak was successfully observed.
The peak value decreased near the Bragg peak compared withthat obtained for the ionization chamber (I.C.). This means that
the LET dependence was still observed even in the case of
4HCB. In the future, we will optimize the thickness of the device
and the electrode structure to improve the performance of the
4HCB detector, especially the LET dependence.

(a)

(b)

Figure 2 (a) Photograph of 4HCB detector and (b) Bragg curve for 290 MeV/n obtained using the 4HCB detector

まとめ

Conclusion

本稿では２種類の半導体を⽤いた医療⽤放射線検出器について紹介を⾏った。放射線検検出器として必要なデータは得られており、今後も改良を⾏っていくことで性能向上・実⽤化を⽬指していく。

In this paper, we introduced two types of semiconductor-based
medical radiation detectors. In both detector. cases, we
obtained feasibility data. In the future, we will continue to
optimize them to improve their performance.

Acknowledgements
Collaborators
GrantsSodai Takyu, Han Gyu Kang, Hideaki Tashima, Go Akamatsu, Taiga Yamaya (QST)
Eiji Takada, Daiki Satake (NIT), Keitaro Hitomi (Tohoku Univ.)
JSPS KAKENHI 16K21637, 16H02641

References
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80

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research鉗⼦型ミニ PET の感度分布のシミュレーション
Sensitivity simulation of the forceps-type mini-PET
⼤橋 遼太郎 実習⽣/千葉⼤（⼭⾕研究室 学部 4 年）
Ryotaro Ohashi, Trainee/Chiba University (Yamaya-lab, B4)
Introduction

はじめに

The standard of care for surgical treatment of esophageal

⾷道癌の外科的治療は、根治性を維持するために転移の可能性のあるリンパ節領域はすべて郭清することが標準治療となっている。病変部位によっては⼤きな侵襲を伴うため、合併症率が他の消化器癌と⽐して⾼い。また、摘出されたリンパ節のうち、病理診断で転移が認められたものはわずか 3.5％であったという報告もある[1]。そこで我々は、術中転移リ
ンパ節診断により郭清範囲を縮⼩化することを⽬指し、「鉗⼦型ミニ PET」の開発を進めている。

cancer is to remove all lymph nodes with the potential formetastasis to maintain cure. The complication rate ofesophageal cancer is higher than that of other gastrointestinal
cancers due to the high invasiveness of some lesion sites. In
addition, it has been reported that only 3.5% of the removed
lymph nodes showed metastasis in pathological diagnosis [1].
Therefore, we are developing a "forceps-type mini-PET" toreduce the area of dissection by intraoperative diagnosis ofmetastatic lymph nodes.
Forceps-type mini-PET measures the accumulation of FDG

鉗⼦型ミニ PET は、リンパ節転移のバイオマーカとなる FDG の集積を放射能として計測する。これまでの臨床研究を通じて、転移リンパ節の閾値として620 Bq（4.5MBq/kg 投与 3 半減期後を想定）が得られている[1]。術中計測時間 30 秒以下で 100 カウン
ト以上を計測することを要件とすると、要求感度は0.5%以上と算出される。⼀⽅で、鏡視下⼿術のトロ
ッカーを通過できるよう検出器部は直径 12mm 以下にする必要がある。

as radioactivity, which is a biomarker of lymph nodemetastasis. Through previous clinical studies, a threshold of
620 Bq (assumed after 3 half-lives of 4.5 MBq/kg
administration) has been obtained for metastatic lymph nodes[1]. If the requirement is to measure more than 100 counts inless than 30 seconds of intraoperative measurement time, therequired sensitivity is calculated to be more than 0.5%. On theother hand, the detector part must be less than 12 mm indiameter so that it can pass through the trocar in speculum
surgery.
In the sensitivity measurement of the prototype using the

BGO（Bi4Ge3O12）シンチレータを⽤いた試作機の感度計測においては、最⼤値として、⽬標値である
0.5%を⼤きく上回る 1.27%を達成した。しかし、検出感度は⼀様ではなく、線源の位置やサイズにより変動する。もし検出感度の低い位置でリンパ節を計測すれば、FDG 集積量を過⼩評価することになり、偽陰性の原因となってしまう。そこで本研究では、リンパ節のサイズ・挟む位置が検出感度に及ぼす影響について調査した。

BGO (Bi4Ge3O12) scintillator crystal, the maximum value of
1.27% was achieved, which was much higher than the target
value of 0.5%. However, the detection sensitivity is not uniform
and varied depending on the position and size of the radiation
source. If a lymph node is measured at a location with low
detection sensitivity, the amount of FDG accumulation will be
underestimated, resulting in false negative results. Therefore,
in this study, we investigated the effect of lymph node size andlocation on detection sensitivity.

Methods

⽅法

Monte Carlo simulations were performed using the Geant4

Geant4 simulation toolkit を⽤いてモンテカルロ
シミュレーションを⾏なった。Figure 1 に⽰すように、平⾏型と V 型の 2 種類の検出器配置について感度検証した。感度は総崩壊数に対する真の同時計数

simulation toolkit. As shown in Figure 1, we verified thesensitivity of two types of detector configurations: parallel andV-shaped. The sensitivity was calculated as the ratio of the truecoincidence number to the total decay number. A pair of halved

81

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Researchの割合として算出した。放射線検出器には 1 対の半 bullet shaped BGO scintillator crystals (15 mm deep × 10 mm
3割砲弾型 BGO シンチレータ（奥⾏ 15 mm×横 10 wide × 5 mm thick; 7.13 g/cm density) were used as radiation
detectors. The x-axis was the depth direction with the forceps
mm×厚さ 5 mm）を使⽤した。鉗⼦先端部を基準点
tip as the reference point, and the y-axis was the lateralとした奥⾏⽅向を x 軸、鉗⼦中⼼を基準点とした横direction with the forceps center as the reference point. The
⽅向を y 軸とした。検出器間距離（⾓度）は、リンパ distance (angle) between the detectors was automatically
節を隙間なく挟むように⾃動的に決定された。また、 determined so that the lymph nodes were sandwiched without
転移リンパ節は球状の⽔に 18F 線源 1000 Bq を均⼀ gaps. The metastatic lymph node was defined as a uniform
18に分布させたものとして定義した。エネルギー分解 distribution of 1000 Bq F source in a spherical water
能は 14%@511 keV、同時計数エネルギーウィンドウ phantom. The energy resolution was set to 14% at 511 keV.
The coincidence energy window was 400-600 keV, and time
は 400-600 keV、タイムウィンドウは 12 ns とした。
window was 12 ns.

Side view

O

Front view
10 mm

O

x

Lymph NodeOyScintillator(a) Parallel Type(b) V Type

Figure 1 Simulated detector arrangements: (a) Parallel type and (b) V type. A 7 mm diameter lymph node located at x =7.5 [mm] and y = 2.5 [mm] is shown as an example.

Lymph node size fixed and position variable

リンパ節サイズ固定・位置変数

リンパ節に相当する線源は 7 mm 直径の球とした。 The radiation source corresponding to the lymph node was a
7 mm diameter sphere. For the sensitivity verification of the
リンパ節の位置は、奥⾏⽅向(x)の感度検証では横⽅
depth direction (x), the position of the lymph node was fixed at
向(y)は 0 mm に固定し、奥⾏⽅向(x)をシミュレーシ
0 mm in the lateral direction (y). The depth position (x) was
ョン毎に 0 mm から 15 mm まで 0.5 mm 刻みで設定 changed from 0 mm to 15 mm in 0.5 mm increments for each
して同時計数した。また、横⽅向(y)の感度検証では simulation, and the number of coincidences was analyzed. For
奥⾏⽅向(x)は視野中⼼である 7.5 mm に固定し、横 the sensitivity verification in the lateral direction (y), the depth⽅向(y)を-5 mm から 5 mm まで 0.5 mm 刻みでシミ direction (x) was fixed at 7.5 mm, which was the center of FOV.
The lateral direction (y) was changed from -5 mm to 5 mm inュレーション毎に設定して同時計数した。
increments of 0.5 mm for each simulation.

リンパ節位置固定・サイズ変数

Lymph node position fixed and size variable

リンパ節を検出器の視野中⼼である奥⾏⽅向(x)7.5 mm、横⽅向(y) 0 mm に配置し、シミュレーショ
ン毎に直径を 1 mm から 15 mm まで 1 mm 刻みで設定し同時計数した。

The lymph nodes were placed at the center of the detector
FOV, which was 7.5 mm in the depth position (x) and 0 mm in
the lateral position (y). The diameter was changed from 1 mm
to 15 mm in 1 mm increments for each simulation, and thenumber of coincidences was analyzed.

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次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Results and Discussion

結果と考察

Figure 2 (a) shows the sensitivity simulation results according

奥⾏⽅向各位置における感度計測結果を Figure 2(a)に⽰した。平⾏型では鉗⼦先端部から 8.0 mm 付
近、V 型検出器では 9.0 mm 付近で最⼤となった。先端から視野中⼼付近(x＝0mm〜9mm)での感度は V型よりも平⾏型の⽅が優れていた。例えば、視野中⼼（x=7.5mm）は平⾏型の感度がおよそ 1.05%、V 型
は 0.95%であり、転移リンパ節閾値である 620 Bq を基準に換算すると 30 秒計測でおよそ 20~40 カウン
トの差となる。実際の術中環境においては鉗⼦の先端付近で測定する機会が多いことを考えれば、平⾏型のほうが感度の点では有利であると⾔える。横⽅
向各位置による感度測定結果を Figure 2 (b)に⽰した。平⾏型、V 型とも横⽅向中⼼から 2.5mm 程度外れると感度は半分以下に低下してしまうことが明らかとなった（横⽅向中⼼の最⼤感度が奥⾏⽅向位置に依存するため、このグラフから平⾏型と V 型の感度を⼀概に⽐較することできない）。

to the position in the depth direction. The maximum sensitivityof the parallel type was around 8.0 mm from the forceps tip,and that of the V-type detector was around 9.0 mm. The
sensitivity from the tip to around the center of the FOV (x = 0
mm to 9 mm) was better for the parallel type than for the Vtype. For example, at the center of the FOV (x=7.5 mm), thesensitivity of the parallel type was about 1.05% and that of the
V type was 0.95%. This was a difference of about 20-40 counts
based on the metastatic lymph node threshold of 620 Bq in the
30smeasurement.

Considering

that

in

the

actualintraoperative environment, there are many opportunities tomeasure near the tip of the forceps, the parallel type is moreadvantageous in terms of sensitivity. Figure 2 (b) shows theresults of the sensitivity measurement at each position in thelateral direction. (Since the maximum sensitivity at the centerof the lateral direction depends on the position in the depth
direction, it is not possible to compare the sensitivity of theparallel type and V type purely from this graph unconditionally.)

Figure 3 shows the results of sensitivity simulations for

リンパ節の各サイズにおける感度計測結果を Figure
3 に⽰した。サイズの増⼤とともに感度は著しく低下した。シンチレータからはみ出てしまうような直径 10 mm 以上のリンパ節になると、平⾏型・V 型ともに感度が 0.5％を下回った。平⾏型に関しては挟んだリンパ節サイズの測定が安易であることから、サイズによる感度補正が有効であることが期待される。

different sizes of the lymph nodes. The sensitivity decreased
significantly with increasing size. When the lymph nodes werelarger than 10 mm in diameter, which would protrude outside
the scintillator crystal surface, the sensitivity of both the parallel
type and V type was less than 0.5%. Because the parallel type
can easily estimate the lymph node size by pinching, sensitivity
correction by size can be readily implemented.

(b)

(a)

Figure 2 Detection sensitivity according to (a) the depth position and (b) the lateral position.

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次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 3 Detection sensitivity according to the lymph node size.

Conclusion

まとめ鉗⼦型ミニ PET の検出感度はリンパ節のサイズ・ Our simulations showed that the detection sensitivity of theforceps-type mini-PET was highly dependent on the size and位置に⼤きく依存することがシミュレーションによlocation of lymph nodes. In the future, we will study ways toり⽰された。今後は、感度補正法について検討する。 correct for this sensitivity dependence.

Acknowledgements
Collaborators

Taiga Yamaya, Miwako Takahashi, Sodai Takyu, Hideaki Tashima（QST)
Shigeki Ito （Mirai-imaging Co. Ltd.）

Grant

AMED Medical Research and Development Programs Focused on Technology Transfers

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次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究グループ研究業績 2021（2021 年 1 月 - 2021 年 12 月）
Achievements of Imaging Physics Group in 2021 (Jan. 2021 – Dec. 2021)
1. 研究成果 Research achievements
1.1 原著論文 Peer-reviewed articles (15)[1]Sodai Takyu, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Munetaka Nitta, Kei Kamada, Akira Yoshikawa, Taiga Yamaya, "GAGG–
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田島英朗, 吉田英治, 仁科匠, 田久創大, 錦戸文彦, 菅幹生, 脇坂秀克, 高橋美和子, 永津弘太郎, 辻厚至, 鎌田
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Sodai Takyu, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Fujino Obata, Miwako Takahashi, Kotaro Nagatsu,
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2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-13-02, 2021. (oral, 2021/10/22)[12] M. Nitta, G. Lovatti, T. Binder, M. Safari, H. G. Kang, C. Gianoli, G. Dedes, R. Haghani, S. Purushothaman, D. Kostyleva,
D. Boscolo, E. Heattner, U. Weber, C. Schuy, C. Scheidenberger, P. Thirolf, T. Yamaya, M. Durante, K. Parodi, "First inbeam imaging test of a high resolution DOI detector system for the SIRMIO PET scanner," virtual 2021 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-17-05, 2021. (oral, 2021/10/23)[13] M. Nitta, H. G. Kang, T. Binder, G. Lovatti, M. Safari, R. Haghani, G. Dedes, P. Thirolf, T. Yamaya, K. Parodi, "Developmentof a depth of interaction PET Detector for Small Animal In-Beam PET Measurements," virtual 2021 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M-09-02, 2021. (oral, 2021/10/21)[14] M. Nitta, H. Tashima, T. Yamaya, K. Parodi, "Imaging simulation of simultaneous PET and SPECT with collimator detectors
having a pinhole aperture," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-13-08,2021. (oral, 2021/10/22)[15] M. R. Islam, M. Miyake, M. Rahman, S. Ito, S. Gotoh, T. Yamaya, W. Hiroshi, "3D Bragg Peak Imaging with dual-headPEM scanner and Spectral Analysis Approach for Proton Therapy," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference, M-17-01 , 2021. (oral, 2021/10/23)[16] T. M. Binder, V. Anagnostatou, M. Safari, K. Kamada, H. G. Kang, M. Nitta, A. Zoglauer, K. Parodi, T. Yamaya, P. G. Thirolf,"A γ-PET Prototype: Detector Characterization, Commissioning and first Imaging," virtual 2021 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M-13-01, 2021. (oral, 2021/10/22)[17] T. Nishina, H. Tashima, S. Takyu, F. Nishikido, M. Suga, T. Yamaya, "Effect on the Spatial Resolution of PET Event
Recovery from Compton Events in C-shaped Compton-PET," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference, M-02-03, 2021. (oral, 2021/10/20)

86次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

・国際会議（ポスター発表） International conference (poster presentations) (19)[1]
Go Akamatsu, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Shigeki Ito, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, "First prototype of a novel
dual round-edge detector arrangement for breast PET imaging," Journal of Nuclear Medicine, 62, supplement 1, 1707, 2021.
(SNMMI2021 Virtual Annual Meeting, 2021/6/12-15, poster)[2]
Han Gyu Kang, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Makoto Higuchi, Taiga Yamaya, "A total-body small animal PET scannerwith a 4-layer DOI detector," Journal of Nuclear Medicine, 62, supplement 1, 1148, 2021. (SNMMI2021 Virtual Annual
Meeting, 2021/6/12-15, poster)[3]
Yuta Miyoshi, Yuto Nagao, Mitsutaka Yamaguchi, Nobuo Suzui, Yong-Gen Yin, Naoki Kawachi, Eiji Yoshida, Sodai Takyu,
Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, Noriyuki Kuya, Shota Teramoto, Yusaku Uga, “Plant root PET: visualization ofphotosynthate translocation to roots in rice plant,” 22nd International Workshop on Radiation Imaging Detectors, 2021. (online, poster, 2021/6/27-7/1)[4]
A. Mohammadi, H. G. Kang, F. Nishikido, N. Inadama, E. Yoshida, T. Yamaya, "A Four-Layer DOI PET Detector Using 1
mm Crystal Bars Segmented by Subsurface Laser Engraving," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference, M-16-012, 2021. (poster, 2021/10/22)[5]C. Toramatsu, A. Mohammadi, H. Wakizaka, F. Nishikido, T. Yamaya, "Washout rate measurement of tumor bearing rats in
a 11C in-beam PET study," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-06-334,
2021. (poster, 2021/10/21)[6]
F. Nishikido, E. Takada, M. Yamagishi, D. Satake, S. Takyu, H. G. Kang, T. Yamaya, "Characterization of a 4hydroxycyanobenzene radiation detector for dose monitoring in carbon therapy," virtual 2021 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, R-04-09, 2021. (poster, 2021/10/19)[7]
F. Nishikido, K. Hitomi, M. Nogami, H. G. Kang, T. Yamaya, "Timing resolution of TlBr and TlBr-TlCl PET detectors basedon Cerenkov radiation measurement," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference,
M-16-032, 2021. (poster, 2021/10/22)[8]
H. G. Kang, F. Nishikido, E. Yoshida, T. Yamaya, "Effects of Reflector Materials on the CTR of a TOF-PET Detector with
Fast-LGSO Crystal," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-06-037, 2021.
(poster, 2021/10/21)[9]H. G. Kang, H. Tashima, F. Nishikido, M. Higuchi, T. Yamaya, "Mouse Brain PET with a Staggered 4-Layer DOI Detector– Optimized Crystal Layer with GATE," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference,
M-16-098, 2021. (poster, 2021/10/22)[10] H. G. Kang, H. Wakizaka, E. Yoshida, H. Tashima, M. Higuchi, T. Yamaya, "First Demonstration of Rat Total-Body PET
Imaging with 4-Layer DOI Information," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference,
MO-03-14/M-05-113, 2021. (mini-oral/poster, 2021/10/20)[11] H. G. Kang, K. Kamada, A. Yoshikawa, F. Nishikido, T. Yamaya, "Optimization of GFAG Crystal Surface Treatment for
SiPM Based Clinical TOF PET Detector," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference,
MO-02-07/M-15-003, 2021. (mini-oral/poster, 2021/10/20)[12] H. G. Kang, S. Yamamoto, S. Takyu, A. Mohammadi, F. Nishikido, T. Yamaya, "Energy Spread Estimation of Radioactive
Carbon Ion Beams Using Optical Imaging," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging
Conference, M-16-339, 2021. (poster, 2021/10/22)[13] H. Tashima, E. Yoshida, S. Takyu, F. Nishikido, T. Nishina, M. Suga, H. Wakizaka, M. Takahashi, K. Nagatsu, T. B. Atsushi,
K. Kamada, A. Yoshikawa, K. Parodi, T. Yamaya, "Experimental Assessment on Data Sufficiency Condition for WGICompton Imaging," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, MO-02-01/M-15382, 2021. (mini-oral/poster, 2021/10/20)[14] H. Tashima, G. Akamatsu, T. Yamashita, T. Yamaya, "Development of Scatter Correction with Image-domain Interpolation
for TOF Helmet-type PET," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-15-211,
2021. (poster, 2021/10/22)[15] M. Takahashi, S. Ito, S. Takyu, S. Yoshimura, Y. Seto, T. Yamaya, "Concept of an intraoperative forceps-type coincidence
detector for lymph node diagnosis using FDG," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging
Conference, M-05-380, 2021. (poster, 2021/10/21)[16] N. Inadama, S. Takyu, T. Yamaya, "Improved edge crystal separation in the 4-layer DOI PET Detector with a staggeredreflector arrangement," virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-16-028, 2021.
(poster, 2021/10/22)[17] S. Ito, M. Takahashi, H. G. Kang, S. Takyu, K. Kawamura, F. Nishikido, Y. Seto, T. Yamaya, "Initial prototyping of a forcepstype coincidence detector for intraoperative diagnosis of lymph node metastasis," virtual 2021 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, MO-02-05/M-16-386, 2021. (mini-oral/poster, 2021/10/20)[18] Y. Iwao, G. Akamatsu, H. Tashima, T. Yamaya, "A marker-less motion correction method for brain dedicated PET," virtual
2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-06-246, 2021. (poster, 2021/10/21)[19] Y. Miyoshi, Y. Nagao, M. Yamaguchi, N. Suzui, Y. G. Yin, N. Kawachi, E. Yoshida, S. Takyu, H. Tashima, T. Yamaya, N.
Kuya, S. Teramoto, Y. Uga, "Application of Plant Root PET to Visualize Photosynthate Translocation to Roots in Rice Plant,"
virtual 2021 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-05-376, 2021. (poster, 2021/10/21)

87

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

・国内会議 Domestic conference (23)[1]

人見啓太朗, 野上光博, 小野寺敏幸, 錦戸文彦, 山谷泰賀, 金子純一, "チェレンコフ PET への応用を目指した臭塩化タリウム結晶の育成," 第 68 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 16p-Z28-21, 2021. (オンライン開催)[2]

田島英朗, 仁科匠, 錦戸文彦, 田久創大, 菅幹生, 山谷泰賀, "C 型コンプトン PET 装置のシミュレーション検討,"
第 68 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 18p-Z12-3, 2021. (オンライン開催)[3]

堀圭佑, 岩男悠真, 高橋美和子, 椎谷洋彦, 佐藤雅昭, 山谷泰賀, "肺移植後 FDG-PET ～ Deep Learning による拒絶反応予測と判断根拠の可視化～," 医用画像研究会(JAMIT Frontier), MI2020-73 , 2021. (2021/3/16 online)[4]

岩男悠真, 赤松剛, 田島英朗, 山下大地, 山谷泰賀, "頭部 PET のためのマーカレス体動補正手法の開発," 医用画像研究会(JAMIT Frontier), MI2020-93, 2021. (2021/3/17 online)[5]

田島英朗, 吉田英治, 仁科匠, 田久創大, 錦戸文彦, 菅幹生, 脇坂秀克, 高橋美和子, 永津弘太郎, 辻厚至, 鎌田
圭, 吉川彰, Katia Parodi, 山谷泰賀, "PET・コンプトンハイブリッド画像再構成の応用," 医用画像研究会(JAMIT
Frontier), MI2020-94, 2021. (2021/3/17 online)
Akram Mohammadi, N. Inadama, F. Nishikido, E. Yoshida, Taiga Yamaya, “Optimization of the laser-induced layer inscintillation crystal bars for PET detectors with DOI,” 医学物理, 第 41 巻, Sup. 1, p. 96, 2021. (第 121 回日本医学物理学会学術大会, O-059, 2021/4/18, oral)
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Takumi Nishina, Mikio Suga, Hidekatsu Wakizaka, Miwako Takahashi, Kotaro Nagatsu,
Atsushi Tsuji, Kei Kamada, Akira Yoshikawa, Katia Parodi, Taiga Yamaya, “Experimental Verification of the Effect of the
Full-ring Geometry in WGI Compton Imaging,” 医学物理, 第 41 巻, Sup. 1, p. 148, 2021. (第 121 回日本医学物理学会学術大会, IS-066, 2021/4/17, oral)
Chie Toramatsu, Akram Mohammadi, Hidekatsu Wakizaka, Fumihiko Nishikido, Chie Seki, Iwao Kanno, Shinji Sato,
Kumiko Karasawa, Yoshiyuki Hirano, Taiga Yamaya, “Can Biological Washout Rate Be a Biomarker of Tumor Viability in
Charged Particle Therapy? A Rat In-beam PET Study,” 医学物理, 第 41 巻, Sup. 1, p. 149, 2021. (第 121 回日本医学物理学会学術大会, IS-067, 2021/4/17, oral)

[6]

[7]

[8]

[9]

[10]

[11]

[12]

Kengo Shibuya, Haruo Saito, Fumihiko Nishikido, Miwako Takahashi, Taiga Yayama, “Noninvasive Probing of Oxygen
Partial Pressure Using Positronium Atom and Its Application in PET,” 医学物理, 第 41 巻, Sup. 1, p. 150, 2021. (第 121回日本医学物理学会学術大会, IS-068, 2021/4/17, oral) President’s Award of 121st Scientific Meeting of Japan Society of
Medical Physics
Go Akamatsu, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Shigeki Ito, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, “Dual Round-edge Detector
Arrangement for Breast PET: A Proof of Concept Study,” 医学物理, 第 41 巻, Sup. 1, p. 151, 2021. (第 121 回日本医学物理学会学術大会, IS-069, 2021/4/17, oral)
Han Gyu Kang, Hideaki Tashima, Hidekazu Wakizaka, Eiji Yoshida, Makoto Higuchi, Taiga Yamaya, "Initial total-body rat
imaging results with TBS PET using 4-layer DOI information," 第 82 回応用物理学会秋季学術講演会 講演予稿集,
13a-N206-2, 2021. (2021/9/13 online)
田久創大, 田島英朗, 澁谷憲悟, 錦戸文彦, 高橋美和子, 山谷泰賀, "量子 PET の初期検討：ポジトロニウム寿命の 2 次元画像化," 第 82 回応用物理学会秋季学術講演会 講演予稿集, 13a-N206-1, 2021. (2021/9/13 online)[13]

錦戸文彦, 高田英治, 山岸正和, 佐竹大樹, 田久創大, カンハンギュ, 山谷泰賀, "有機半導体 4HCB の炭素線照射に対する応答特性評価," 第 82 回応用物理学会秋季学術講演会 講演予稿集, 13p-N206-6, 2021. (2021/9/13 online)[14]

田島英朗，吉田英治，仁科匠，菅幹生，脇坂秀克，高橋美和子，永津弘太郎，辻厚至，鎌田圭，吉川彰，Katia
Parodi，山谷泰賀, "WGI コンプトン画像再構成条件の実験的検討," 第 40 回日本医用画像工学会大会講演予稿集,
pp. 478-481, 2021. (P5-04, oral)
三好悠太, 長尾悠人, 山口充孝, 鈴井伸郎, 尹永根, 河地有木, 吉田英治, 田久創大, 田島英朗, 山谷泰賀, 久家
徳之, 寺本翔太, 宇賀優作," OpenPET と X 線 CT の融合活用によるイネの根の構造と生理的機能の解析," 2021
年度日本生物環境工学会オンライン次世代研究発表会, 2021. (2021/11/2, online)

[15]

[16]

吉井幸恵，五十嵐千佳，田島英朗，岩男悠真，吉田英治，赤松剛，山谷泰賀，張明栄，松本博樹，辻厚至，東達也, "64Cu 標識セツキシマブを用いた PET ガイド手術の術中残存膵がん切除の有用性," 核医学 58 巻, Supplement,
S207, 2021. (第 61 回日本核医学会学術総会, 2021/11/4, oral, MO1IVI12)[17]

高橋美和子，伊藤繁記，田久創大，吉村俊太郎，瀬戸泰之，山谷泰賀, "鉗子型ミニ PET の開発 1： シミュレー
ションによる医学インパクト予測," 核医学 58 巻, Supplement, S213. 2021. (第 61 回日本核医学会学術総会,
2021/11/4, oral, MO1VIIF5)
大橋遼太郎，高橋美和子，田久創大，田島英朗，山谷泰賀, "鉗子型ミニ PET の開発 2ー視野外放射能影響のシ
ミュレーション," 核医学 58 巻, Supplement, S212, 2021. (第 61 回日本核医学会学術総会, 2021/11/4, oral,
MO1VIIF3)
伊藤繁記，高橋美和子，赤松剛，Han Gyu Kang, 田久創大，川村和也，錦戸文彦，瀬戸康之，山谷泰賀, "鉗子型
ミニ PET の開発 3：プロトタイプ作成と性能評価," 核医学 58 巻, Supplement, S212, 2021. (第 61 回日本核医学会学術総会, 2021/11/4, oral, MO1VIIF4)

[18]

[19]

[20]

岩男悠真，赤松剛，田島英朗，高橋美和子，山下大地，山谷泰賀, "完全マーカレス頭部 PET 体動計測・補正法の開発," 核医学 58 巻, Supplement, S213. 2021. (第 61 回日本核医学会学術総会, 2021/11/4, oral, MO1VIIF10)

88

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research[21]

赤松剛，吉田英治，田島英朗，伊藤繁記，岩男悠真，脇坂秀克，高橋美和子，山谷泰賀, "20cm の体軸方向視野を有する小動物用高分解能ポータブル PET の開発," 核医学 58 巻, Supplement, S213. 2021. (第 61 回日本核医学会学術総会, 2021/11/4, oral, MO1VIIF7)[22]

田久創大，田島英朗，澁谷憲悟，錦戸文彦，高橋美和子，山谷泰賀, "量子 PET の初期実証：ポジトロニウム寿命の 2 次元画像化," 核医学 58 巻, Supplement, S213. 2021. (第 61 回日本核医学会学術総会, 2021/11/4, oral,
MO1VIIF8)
田島英朗，吉田英治，田久創大，錦戸文彦，仁科匠，菅幹生，脇坂秀克，高橋美和子，永津弘太郎，辻厚至，山谷泰賀, "3 次元コンプトン画像再構成が可能な検出器ジオメトリ条件の実験的検証," 核医学 58 巻, Supplement,
S214, 2021. (第 61 回日本核医学会学術総会, 2021/11/4, oral, MO1VIIF12)[23]

1.5 研究会 Workshop presentations (5)
[1]
[2]
[3]

[4]
[5]

山谷泰賀, “PET イメージング物理研究,” 次世代 PET 研究会 2021, 2021/1/23 (webex).
Han Gyu Kang, “Design and validation of a mouse brain PET with a staggered 3-layer DOI detector,” GATE Scientific
Meeting, 2021/5/20. (on line)
Han Gyu Kang, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Go Akamatsu, Hidekazu Wakizaka, Makoto Higuchi, Taiga Yamaya,"A mouse brain PET scanner with a staggered 3-layer DOI detector," 第 16 回小動物インビボイメージング研究会,
2021/9/11 (on-line).
澁谷憲悟, 齋藤晴雄, 錦戸文彦, 高橋美和子, 山谷泰賀, "ポジトロニウムによる酸素分圧センシングと PET への応用," 第 58 回アイソトープ・放射線研究発表会, 2021.
岩男悠真, 赤松剛, 田島英朗, 高橋美和子, 山谷泰賀, "頭部 PET を対象としたマーカレスキャリブレーション
レスな体動補正手法の開発," 第 11 回核医学画像解析研究会, 2021. (2021/12/11, online) (菅野賞受賞)

1.6 特許 Patents (5)・出願 Application (3)[1]

田島英朗, 赤松剛, 山谷泰賀, "画像処理装置、画像処理システム、および画像処理方法," 特願 2021-47690,
2021/3/22 出願. (Q20206)[2]

稲玉直子, 山谷泰賀, “放射線検出器、シンチレータユニット及び画像生成装置,” 特願 2021-050842, 2021/3/24
出願 (Q20200JP)[3]

澁谷憲悟, 齋藤晴雄, 山谷泰賀, 田島英朗, "情報処理装置、記録媒体及びプログラム," 特願 2021-113791, 2021/7/8
出願・登録 Registered (2)[1][2]

山谷泰賀, 田島英朗, “部分リング PET 装置及び PET 装置,” 特許 6842694, 2021/2/25 登録 (Q20005JP)
Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Taiga Yamaya, "MICROSTRIP TRANSMISSION LINE ARRAY RF COIL,
RF SHIELD CONFIGURATION AND INTEGRATED APPARATUS OF RF COIL AND RADIATION IMAGING
DEVICE," US10,942,235, 2021/3/9 登録. (Q20065)

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]

山谷泰賀, 「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 2021」を主催, 2021/1/23(webex) (参加者数計 155 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 2020,” QST-R-18, 2020/1/23.

2.4 総説 Review articles (9)[1][2]

高橋美和子, 山谷泰賀, "2021 年 10 月，いよいよ日本初開催 IEEE-NSS/MIC," 臨床核医学, Vol. 54, No.1, pp. 1112, 2021
山谷泰賀, “IEEE NSS-MIC2020 バーチャルは成功，そして 2021 横浜開催へ,” Isotope News, 2021 年 2 月号,
No.773, 2021.

89

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

[3]

[4]

Steven R Meikle, Vesna Sossi, Emilie Roncali, Simon R Cherry, Richard Banati, David Mankoff, Terry Jones, Michelle
James, Julie utcliffe, Jinsong Ouyang, Yoann Petibon, Chao Ma, Georges El Fakhri, Suleman Surti, Joel S Karp, Ramsey D
Badawi, Taiga Yamaya, Go Akamatsu, Georg Schramm, Ahmadreza Rezaei, Johan Nuyts, Roger Fulton, André Kyme,
Cristina Lois, Hasan Sari, Julie Price, Ronald Boellaard, Robert Jeraj, Dale L Bailey, Enid Eslick, Kathy P Willowson, Joyita
Dutta, "Quantitative PET in the 2020s: a roadmap," Phys. Med. Biol., 66, 06RM01, 2021.
田島英朗, 高橋美和子, 山谷泰賀, “次世代 PET 研究会 2021 開催記,” Isotope News, 6, No. 775, pp. 60-61, 2021.

[5]

赤松剛, 高橋美和子, 山谷泰賀, “FDG-PET の原理と泌尿器科疾患への応用,” 泌尿器科, 14 (2), pp. 247-252, 2021.

[6]
[7]

高橋美和子, "脳血流量は語る－かくれた謎をひも解く－," 臨床核医学, Vol. 54, No.1, pp. 13-14, 2021
田島英朗, “特集／医学応用に向けたコンプトンカメラ/コンプトンイメージングシステム開発 − 序 文 –“, Med.
Imag. Tech. 39, 5, pp. 197-198, 2021.
田久創大, 田島英朗, 吉田英治, 錦戸文彦, 仁科匠, 山谷泰賀, "Whole Gamma Imaging の研究開発," Med. Imag.
Tech., 39, 5, pp. 199-205, 2021.
赤松剛, 田久創大, Han Gyu Kang, 小畠藤乃, 吉田英治, 山谷泰賀, " 核医学用シンチレータの多様性," 核医学技術, vol. 41, pp. 448-450, 2021.

[8]
[9]

2.5 講義・講演 Lectures (12)・シンポジウム等における招待講演 Invited talks at symposium (8)[1]Taiga Yamaya, "Whole gamma imaging: a new concept of PET combined with Compton imaging," ANIMMA2021
Workshop N3, 2021/6/21 (invited, on line).
[2]
Taiga Yamaya, "Whole gamma imaging: PET combined with Compton imaging," 1st Symposium on Theranostics, 2021/10/9.
(Invited, Theranostics Center in Kraków, Poland / on-line)[3]
山谷泰賀, "挑戦する PET：世界初のヘルメット型 PET は座位ブームを起こすか？," 第 40 回日本医用画像工学会大会, 2021. (invited, 2021/10/14)[4]
Taiga Yamaya, “In Memoriam: Eiichi Tanaka (1927-2021),” IEEE NSS-MIC2021, 2021/10/19. (Invited)[5]
Taiga Yamaya, “Imaging Physics to realize future PET - IEEE NPSS Medical Imaging Technical Achievement Award
Presentation,” IEEE NSS-MIC2021, 2021/10/19. (Invited)[6]
山谷泰賀, "国際会議のむかし・いま・これから～IEEE NSS-MIC の事例," 主催者向けデジタルソリューションワ
ークショップ, 2021/10/28. (invited)[7]
Taiga Yamaya, "Development of small animal PET - high resolution, high sensitivity and what's next?," 核医学 58 巻,
Supplement, S122, 2021. (第 61 回日本核医学会学術総会, 2021/11/5, invited)[8]
山谷泰賀, “量子核医学イメージングの幕開け： PET から WGI へ,” 日本量子医科学会第 1 回学術大会, 2021.
(2021/12/11, online)
・講義 Educational lectures (4)
[1]
[2]
[3]
[4]

山谷泰賀, 赤松剛, 高橋美和子, 錦戸文彦, Han Gyu Kang, 田久創大, 吉田英治, 田島英朗, 生駒洋子, 岩男悠真,
Akram Mohammadi, 伊藤繁記“放射線医工学,” 千葉大学大学院講義, 2021 年度前期毎週月曜 16:10-17:40
吉田英治, 医学物理コース, 2021/7/15
Han Gyu Kang, Teaching in GATE Training For Beginners, 2021/11/23-25
Han Gyu Kang, Teaching in Virtual GATE School with IEEE NPSS and the University of Ho Chi Minh city, 2021/12/1517.

2.6 著書 Book chapters (1)[1]
Han Gyu Kang, Taiga Yamaya, "Multi Imaging Devices: PET/MRI," In: Fleck I., Titov M., Grupen C., Buvat I. (eds)
Handbook of Particle Detection and Imaging. Springer, Cham. https://doi.org/10.1007/978-3-319-47999-6_51-1, 2021.
2.7 プレス・広告物掲載 Public relations activities (3)
[1]

[2]
[3]

田久創大、敬愛学園高等学校 総合学習授業「Inage Image」“研究者インタビュー presented by 敬愛学園高校-グ
ループ１：それいけ放射線！編-”期間限定公開（QST 千葉地区オンライン一般公開 (2021/4/12~25)、QST 夏休
みこども見学デー＠オンライン(2021/8/18~31)）https://www.youtube.com/watch?v=qXVWHPnUawI“ 次 世 代 の 頭 部 専 用 PET が 実 用 化 へ カ ウ ン ト ダ ウ ン , ” QST NEWS LETTER, No. 17, pp. 5-6, 2021.
https://www.qst.go.jp/uploaded/attachment/22884.pdf
IEEE（米国電気電子学会） Medical Imaging Technical Achievement Award を受賞しました
https://www.qst.go.jp/site/qms/news211101.html

2.8 出展など Exhibition (1)[1]

QST 千葉地区オンライン一般公開 2021 にてラボ中継公開, 2021/4/18.

90

次世代PET研究報告書 2021 Report on PET Imaging Physics Research

2.9 その他報告書 Other reports (0)2.10 海外ゲスト対応 Foreign guest scientists (0)2.11 見学対応 Lab tours for visitors (14)[1]2021/5/14 千代田テクノル 柴田徳思様[2]2021/6/4 第 115 回令和 3 年度放射線看護課程[3]2021/6/22 第 2 回放射線テロ災害医療セミナー見学 6 名[4]2021/07/05 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 簗田栄輝様ご一行(計
3 名)

[5]

2021/07/28 立教新座中学校ご一行(計 9 名)

[6]2021/8/16 令和３年度「千葉市未来の科学者育成プログラム：放射線の性質と医学利用」に関する講義・施設見学(計 23 名)[7]2021/09/28 衆議院議員 冨岡勉先生, 文部科学省 研究振興局 研究振興戦略官 高木秀人様[8]2021/10/7 第 116 回令和 3 年度放射線看護課程[9]2021/10/18 文部科学省 研究振興局 基礎・基盤研究課 量子研究推進室 室長 迫田健吉様, 研究振興戦略官付先端医科学研究企画官 鈴木貴士様(計 7 名)

[10]2021/11/2 オルバイオ株式会社 山口栄一様[11]2021/12/1 桐蔭学園高校見学(計 4 名)

[12]2021/12/9 第 117 回令和 3 年度放射線看護課程[13]2021/12/20 中谷医工計測技術振興財団事務局様ご一行[14]2021/12/20 文部科学省 研究振興戦略官付専門官 飯塚倫子様, 本田一貴様(計 3 名)

3. 外部評価（表彰） Awards (4)
[1]

[2]

[3]
[4]

三好悠太, 長尾悠人, 尹永根, 山口充孝, 鈴井伸郎, 河地有木, 栗田圭輔, 田久創大, 田島英朗, 吉田英治, 山谷
泰賀, “果実を対象とした 3 次元 PET および CT イメージング技術の融合,” 令和２年度高崎量子応用研究所長
表彰, 2021/3/26.
Taiga Yamaya, IEEE NPSS 2021 Medical Imaging Technical Achievement Award for contributions to PET imaging physics,
especially novel PET detectors, system geometries, and application-specific PET systems, 2021/10/19.
https://www.qst.go.jp/site/qms/news211101.html
Han Gyu Kang, Virtual 2021 IEEE NSS MIC Trainee Grant. 150USD
岩男悠真, 赤松剛, 田島英朗, 高橋美和子, 山谷泰賀, "頭部 PET を対象としたマーカレスキャリブレーション
レスな体動補正手法の開発," 第 11 回核医学画像解析研究会 菅野賞受賞, 2021/12/11.

IEEE NPSS 2021 Medical Imaging Technical Achievement Award [2]91次世代 PET 研究報告書 2021
2021 Report on PET Imaging Physics Research2022 年 1 ⽉ 29 ⽇刊⾏ (Publication on Jan. 29, 2022)
編集

⼭⾕ 泰賀 (Taiga Yamaya) jpet@qst.go.jp

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