QST-R-11

次世代PET
研究報告書20182018 Report on PET Imaging Physics Research

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

Imaging Physics Team:
Research action report 2018

山谷泰賀
Taiga Yamaya

1

核医学物理学の生い立ち（「次世代 PET 研究会 2018」特別講演より）

田中栄一

9

The Progression of Nuclear Medicine Physics(From the Special Lecture at the Workshop on Next Generation PET 2018)

Eiichi Tanaka

17

QST 国際リサーチイニシアティブ：
Whole Gamma Imaging (WGI) 研究

QST International Research Initiative (IRI):
Whole gamma imaging (WGI) research

Katia Parodi,
Taiga Yamaya

25

44

Sc whole gamma imaging の感度向上法の検討

Sensitivity improvementin 44Sc whole gamma imaging

奥村勇介
Yusuke Okumura

32

Whole gamma imaging 用
4 層 DOI-GAGG 散乱検出器

4-layer DOI GAGG scatterer detector
for whole gamma imaging

田久創大
Sodai Takyu

36

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

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

錦戸文彦
Fumihiko Nishikido

39

光工学に基づく医用放射線イメージング：
DOI-ＰＥＴ検出器の高分解能化とRI ビームの光学撮像化

Medical radiation imaging based on optical engineering:
improving spatial resolution of DOI-PET detectors andoptical imaging of RI beams

カン ハンギュHan Gyu Kang45

WGI の粒子線治療への応用：
10C 飛程確認シミュレーション

Application of WGI for ion therapy:
10
C range verification simulation

モハマディ アクラム
Akram Mohammadi

52

ウサギ体内における生物学的洗い出し効果の解明：
11
C 照射と 15O 照射を比較する in-beam PET 実験

Biological washout effect in rabbit:
in-beam PET measurements
using 11C and 15O beams

寅松千枝
Chie Toramatsu

55

DOI-PET 装置の性能評価：
全身用可搬型 PET と頭部用ヘルメット型 PET

Physical performance of DOI-PET scanners:
portable whole-body PET
and brain-dedicated helmet-type PET

赤松 剛
Go Akamatsu

59

245 ps の時間分解能を有する
頭部用ヘルメット PET 試作機の開発

245 ps-TOF brain PET prototype
with the hemispherical detector arrangement

吉田英治
Eiji Yoshida

66

ヘルメット型 TOF-PET における補正法

Correction methods
for the helmet-type TOF-PET

田島英朗
Hideaki Tashima

70

頭部 PET 自動位置合わせ手法の開発

Automated image co-registration algorithm forbrain PET

岩男悠真
Yuma Iwao

75

PET インサート用接地型・浮遊型・
マイクロストリップ型 PET 検出器

Ground PET, floating PET,
and microstrip coil PET as inserts for MRI

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

77

jPET-D4 によるヒト脳 FDG-PET 画像の分析

Analysis of human brain PET images
obtained by jPET-D4

高橋美和子
Miwako Takahashi

81

イメージング物理研究チーム研究業績 2018

Achievements of Imaging Physics Team in 2018

イメージング物理研究チーム 研究活動報告 201885

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究チーム 研究活動報告 2018
Imaging Physics Team: Research action report 2018
山谷泰賀 チームリーダー
Taiga Yamaya, Team Leader(On behalf of the Imaging Physics Team)
Positron emission tomography (PET) plays important roles incancer diagnosis, neuroimaging and molecular imaging
research. The National Institute of Radiological Sciences(NIRS) has been focusing on PET research since 1979 when
NIRS developed the first PET scanner in Japan. Now NIRS,
which has become part of the new organization of the National
Institutes for Quantum and Radiological Science andTechnology (QST), is recognized as one of the world’s leading
institutions in the field of molecular imaging research.

ＰＥＴ（陽電子断層撮影法）は、がん診断や脳研究、分子イメージング研究を推進する手段として期待されている。放射線医学総合研究所（放医研）は、1979 年に日本初の PET 装置を開発して以来、PET 研究を続け、新組織である量子科学技術研究開発機構（量研機構）の一員として位置づけられた今も、分子イメージング研究の世界的リーディング機関のひとつとして認識されている。
PET 装置については、空間分解能や感度、コストなどのRegarding instrumentations, potential points remain for which
big improvements could be made, including spatial resolution,
sensitivity and manufacturing costs. Therefore, research on
next generation PET technologies remains a hot topic
worldwide. The Imaging Physics Team (IPT) is engaging in
nuclear medicine physics research by realizing innovativeideas.

点で課題が残されており、次世代技術の研究開発は世界的な競争下にある。イメージング物理研究チームは、
独自アイディアの創出と実用化を二本柱に、核医学物理研究を推進している。
放医研第一期中期計画（2001-2005 年度）においては、空間分解能と感度を両立する 4 層 DOI 検出器を世In the first midterm plan of NIRS (2001-2005), IPT succeeded
in developing a novel 4-layered DOI detector, which is a key
technology to get any significant improvement in sensitivity
while maintaining high spatial resolution. This DOI detector isthe base for Shimadzu’s new line of positron emission
mammography products.

界に先駆けて開発した。DOI 検出器は、その後、株式会社島津製作所により乳房専用 PET 装置として実用化された。
放医研第二期中期計画（2006-2010 年度）では、DOI

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

検出器を応用した新発想の PET 装置の研究開発に着手し た 。 具 体 的 に は 、 世 界 初 と な る 開 放 型 PET 装 置「OpenPET」を考案した。OpenPET は、PET ガイド化の治療を可能にする技術であり、粒子線治療に適用すると、目に見えない治療ビームの可視化にも役立つ。また、半導体光センサーであるシリコンフォトマル（SiPM）の登場を受けて、次世代 DOI 検出器「X’tal cube」（クリスタルキューブ）を開発した。PET の理論限界分解能の実現を可能にする技術である。

In the third midterm plan of NIRS (2011-2015), IPT made big
progress with these technologies. In the OpenPET project,which received the German Innovation Award in 2012, IPT
finally developed a full-scale OpenPET prototype. On the other
hand, life extension is now causing another issue of risingnumbers of dementia cases, for which PET is expected toenable early diagnosis. The flexible detector system of the
OpenPET prototype enabled realization of an innovative brain
scanner; this is the helmet-type PET, which is now being

第三期中期計画（2011-2015 年度）では、2012 年のドイツイノベーションアワード受賞などによる弾みを受け、フルサイズの OpenPET 装置の試作機開発に成功した。一方で、認知症患者数の急増が社会問題化している中、PET による認知症早期診断への期待が高まってきた。そこで、OpenPET のフレキシブルな放射線検出器システムを応用して、独自アイディアである頭部専用のヘルメット

1

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Researchcommercialized in collaboration with ATOX Co., Ltd.
Technologies developed for the X’tal cube also enabled a new
idea of add-on PET, which can be applied to any existing MR
systems in theory.

型 PET 装置のデモ機開発にも成功した。現在、株式会社
アトックスと本装置の製品化を進めている。一方で、X’tal
cube で培った技術は、既存 MRI を PET/MRI に拡張できる「アドオン PET」を可能にした。

In April 2016, NIRS has reorganized as part of the neworganization QST. In addition to continuing work for these three
on-going projects (OpenPET, helmet-type PET and add-on
PET), IPT has started a new development project for whole
gamma imaging (WGI), which is a new concept to combine
PET and Compton imaging. WGI is utilizing all detectablegamma rays for imaging. An additional detector ring, which isused as the scatterer, is inserted in a conventional PET ring sothat single gamma rays can be detected by the Compton
imaging method. As a wide range of radioisotopes can bevisualized, WGI is expected to enable imaging for the targetedradioisotope therapy.

そして放医研は、2016 年 4 月に、新法人量研機構の一員として、新たなスタートを切った。OpenPET、ヘルメッ
ト型ＰＥＴ、アドオン PET の実用化に向けた研究開発をより力強く推進するとともに、PET とコンプトンイメージングの長所を組み合わせた新アイディア「whole gamma imaging(WGI)」の研究開発をスタートした。WGI の基本概念は、検出可能なガンマ線をすべて画像化に活用することである。具体的には、通常の PET 検出器の内側に、コンプトン
散乱の検出に特化した散乱検出器リングを追加する。幅広い核種がイメージング対象になるため、標的アイソトー

Highlights of achievements in 2018 are:

プ治療薬の可視化にも役立つと期待される。
2018 年の成果のハイライトは以下のとおりである。
・・

Approval of WGI research collaboration with a groupled by Prof. Katia Parodi (LMU) under the newly
launched QST International Research Initiative (IRI)
program; this represents the first project to besupported by the QST-IRI program.

・

Confirmation of the world’s top-class time-of-flight
performance for our new prototype of the helmet-type
PET.

・

Instigation of a development project for a small
animal PET system with super high spatial resolution.

国際共同研究を支援する QST 国際リサーチイニシ
アティブの第一号として WGI 研究が採用（ミュンヘン
大学 Katia Parodi 教授グループとのプロジェクト）

・ヘルメット型 PET の新型試作機が完成し、世界最高クラスの time-of-flight 性能を実証

・

超高解像度小動物 PET 装置開発プロジェクトが始動

Figure 1

Overview of research projects done by the Imaging Physics Team

2

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research2018 年度 イメージング物理研究チーム まとめ
チームメンバー
チームリーダー
主幹研究員
主幹研究員（短時間）
主任研究員
主任研究員（短時間）
研究員
研究員（短時間）
博士研究員
主任技術員
技術員（短時間）
リサーチアシスタント
チーム事務担当（短時間）

山谷泰賀
吉田英治
稲玉直子、 高橋美和子(4 月採用, 6 月まで主任研究員)
田島英朗、 錦戸文彦（6 月まで研究員）
Md Shahadat Hossain Akram、 寅松千枝
Akram Mohammadi、 Han Gyu Kang(4 月採用, 6 月まで短時間研究員)
岩男悠真、 新田宗孝（10 月末退職）
赤松 剛、 田久創大
脇坂秀克(6 月まで技術員)
小畠藤乃
奥村勇介(6 月採用)
大野、 田中客員協力研究員（50 音順、敬称略）
猪田敬弘
株式会社アトックス
梅田 浩
株式会社アトックス
小尾高史
東京工業大学熊谷雅章
株式会社アトックス
黒澤俊介
東北大学/山形大学
澁谷憲悟
東京大学
島添健次
東京大学
菅 幹生
千葉大学
鈴木裕之
東京工業大学高田英治
富山高等専門学校
田中常稔
株式会社アトックス
長谷川智之
北里大学
羽石秀昭
千葉大学
平野祥之
名古屋大学
山下大地
株式会社アトックス
吉野将生
東北大学
招へい外国人研究員（ミュンヘン大学）
Katia ParodiPeter Thirolf
Marco Pinto
Mohammad Safari
Munetaka Nitta
Tim Binder
主な研究協力先
共同研究先（50 音順、敬称略）
1

小尾高史（東工大）

2

河合秀幸（千葉大理学研究科）

3

佐藤雅昭（東大医学部）

4菅 幹生（千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ）

5

高田英治（富山高専）

6

高橋浩之・島添健次(東大)789

公益社団法人日本アイソトープ協会
樋口隆弘（国立循環器病研究センター）
吉川 彰・鎌田 圭（東北大学）

10

山谷泰賀・羽石秀昭（千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ）

11

Craig Levin（スタンフォード大）12

Katia Parodi（ミュンヘン大学）

13

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

上ノ町水紀
大島佑介
大鷹 豊
大東尚真
岡田ロドリゴ勇司
奥村勇介
小林茉莉子
小山晃広
呉 博文
椎谷洋彦
鋪田 嚴
鈴木海斗
田 東
沼倉隼人
馬 煜茗
Foong Wei Seng

実習生（受入学生）（50 音順、敬称略）
東京大学 (高橋研究室 D1)
東京大学 (高橋研究室 M2)
東京大学 (高橋研究室 D1)
千葉大学 (山谷研究室 B4)
富山高専 (高田研究室 5 年)
千葉大学 (菅研究室 M2)
東京大学 (高橋研究室 M1)
東京大学 (高橋研究室 D3)
東京工業大学 (小尾研究室 M2)
東京大学 (呼吸器外科 特別研究学生)
富山高専 (高田研究室 専攻科 2)
千葉大学 (山谷研究室 B4)
東京大学 (呼吸器外科 特別研究学生)
山形大学（黒澤研究室 M1）
千葉大学 (山谷研究室 B3)
東京大学 (高橋研究室 M1)

Veronica Wallangen
Silvia Liprandi

学振外国人研究員
ストックホルム大学
ミュンヘン大学

テーマ（担当学生等）
吸収・エミッションの joint estimation に関する研究(M2 呉博文)
DOI 検出器の研究（D5 新田宗孝）
肺移植後の慢性拒絶に対する核医学的非侵襲モニタリング法の確立と早期治療法の創成MRI 送受信コイルの電磁波による発熱の実測評価（B4 宮木大聖）
コンプトン-PET シミュレーション（M2 奥村勇介）
有機半導体放射線検出器の医療応用 (M2 鋪田嚴)
放射線耐性 ASIC の研究, Si 検出器読出回路ほか(三好寿顕研究員、D3 小山晃広、D1 大鷹 豊)
2 光子検出断層撮像法(DPECT)の実証開発
コンプトン TOF-PET ハイブリッドカメラの開発
22
Na ファントムの開発
心臓分子イメージング国際共同研究
新シンチレータ応用の研究
画像提示による体動抑制システムの研究（B4 鈴木海斗）
ヒト脳 PET 画像における装置解像度評価手法の研究(B4 大東尚真)
WGI のための検出器感度補正法の研究(B3 馬 煜茗)
PET インサートの研究
In-beam PET シミュレーション
QST 国際リサーチイニシアティブ(IRI)・Whole Gamma Imaging 研究
重粒子線治療レンジ測定法の研究

共同研究契約1
2
3

共同研究先（50 音順）
株式会社アトックス
東京都健康長寿医療センター
株式会社アトックス
浜松ホトニクス株式会社開発本部

研究費授受
あり
なし
なし

3

テーマ
ヘルメット型 PET 装置の実用化に関する研究
頭部専用 PET 撮像装置搭載用画像位置合わせプログラム
の性能評価
次世代 PET 検出器に関する基礎的研究

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究チーム 2018(H30)年度 研究費
運営費交付金（原則、人件費除く） [千円]
予算名
脳機能の画像化による認知症やうつ1 病の新しい診断法の確立(BFAA2)
2
3
4
5
6

概要

統合D玉配分

QST内競争的資金
QST国際リサーチイニシアティブ
ミュンヘン大学との研究交流（AAA96）代表：山谷泰賀
費
手術を伴わない新たながん治療
統合A玉配分薬の開発（BIAA1）
光・量子イメージング技術を用いチーム運営費た疾患診断研究（BIAB1）
理事長ファンド創成(ABACA)QST内競争的資金
代表：山谷泰賀
外部資金間接経費戻し分
間接経費戻し50%→BIAB1

7

理事長ファンド創成(ABACR)
分担：田島英朗, 山谷泰賀

8

理事長ファンド萌芽(ABAEJ)
代表：田島英朗

9 信頼性保証・監査室(BAA41)

放射性核種64Cu標識抗体を用いた膵がん量子統合診療
PET装置のシングル測定によるホールボディカウンター機能実現のための基礎検討
PET撮像施設認証監査事務
局業務（脇坂秀克, 山谷泰
賀)

合計

金額
18,00010,000

チーム外の主な協力者
須原哲也(代表), 樋口真人, 他（放医研）
河地有木, 山口充孝（高崎研）
辻厚至, 永津弘太郎（放医研）
4,937 Katia Parodi, Peter Thirolf, Vasiliki Anagnostatou, Mohammad Javad Safari,Marco Pinto, Silvia Liprandi, Ingrid Valencia Lozano, Maximilian Grosch (LMU)

内人件費分

0

9,500

0 東達也(代表), 他(放医研)

8,639

0

6,000

0

4,240

0

3,000

0

1,000

0

700

0

61,0794,937

辻厚至, 永津弘太郎, 小畠隆行（放医研）
河地有木, 山口充孝, 長尾悠人（高崎研）
吉井幸恵(代表), 東達也, 大江洋子, 五十嵐峰子, 張明栄, 鈴木寿(放医研)
吉本光喜(国立がん研究センター), 松本博樹(日本メジフィジックス)

外部資金 [千円]
事業

直接経費
間接経費
内, 人件費 内, 他機関分

課題名

チーム内メンバー（代表者下線）
山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, 高橋美和子, 岩男悠真, 赤松剛, 稲玉直子, 錦戸文彦, Mohammadi
1,400
Akram, Md Shahadat
Hossain Akram, 田久創大,
Han Gyu Kang, 脇坂秀克,
小畠藤乃, 新田宗孝

チーム外の共同研究者（代表者下線）1

共同研究
株式会社アトックス

ヘルメット型PET装置の実用化に関する研究14,000

6,661

0

2

科学研究費
基盤研究(A) 16H02641

次世代PETコンセプト「Whole
Gamma Imaging」の実証

7,700

1,082

1,500

4,800

0

0

3,300

0

400

1,700

0

0

510 岩男悠真

―

1,700

0

0

510 田久創大

―

1,600

0

0

480 Mohammadi Akram

―

1,500

0

0

450 高橋美和子

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

1,200

0

0

360 Han Gyu Kang

Seong Jong Hong (Eulji
Univ)

1,172

0

0

0 山谷泰賀700

00210 Md Shahadat Hossain Akram

500

0

0

150 赤松剛―

AMED先端計測分析技術・機器 コ ン プ ト ン TOF-PET ハ イ ブ
開発プログラム 分担
リッドカメラの開発
世 界 初 の PET-SPECT-MRI
科学研究費
4
同時イメージング法（PESM）
挑戦的研究（萌芽） 18K19949
への挑戦
安価な計測装置を用いた非科学研究費
5
接触・非拘束・モーションフ
若手研究(B) 17K18376
リーPETシステムの開発
TOF計測とDOI計測の両立
科学研究費6が可能なPET用次世代検出
若手研究(B) 17K18378
器の開発
A direct range visualization
科学研究費
method by C-10 3-gamma
7
基盤研究(C) 17K09076
Compton-PET for C-ion
therapy
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
科学研究費
8
基盤研究(A)分担 17H01581
グ法の確立と早期治療法の創成
科学研究費
光学／ガンマ線ハイブリッド
9
研究活動スタート支援 18H05967 腹腔鏡の研究開発
核医学イメージング科学技日本学術振興会
10
術に関する第5回放医研・ソ二国間交流事業
ウル大ワークショップ
Basic development for the
科学研究費
11
world's first wireless PET
若手研究(B) 17K18377
system
科学研究費
アミロイドPETにおける自動12
若手研究(B) 16K19882
定量評価法の開発
科学研究費
心臓分子イメージング国際共同研究による心不全個別
13 国際共同研究加速基金
化医療戦略の構築（帰国発展研究）分担
形状がフレキシブルな有機
科学研究費
半導体放射線検出器の高度14
基盤研究(B)分担 18H01920
化と新しい放射線量計測手法の開発
新規⾼エネルギー分解能シ
東北大学金属材料研究所
15
ンチレータの開発と核医学共同利用研究費への応⽤
日本学術振興会外国人特別研―
16
究員
JSPSサマー・プログラム
17
―
調査研究費
合計
3

―

高橋浩之, 島添健次（東京
山谷泰賀, 吉田英治, 錦戸大学）, 菅幹生（千葉大学）,
2,310 文 彦 , 田 島 英 朗 ,小畠隆行, 辻厚至, 永津弘
Mohammadi Akram, ほか
太郎（放医研）島添健次, 織田忠（東京大1,440 高橋美和子
学）, 鎌田圭（東北大学）
山 谷 泰 賀 , 錦 戸 文彦 , Md 樋口隆弘（ 国立循環器病
990 Shahadat Hossain Akram, 研究センター）, 齋藤茂芳
(大阪大学)
小畠隆行

―

500

0

0

150 山谷泰賀

樋口隆弘（ 国立循環器病
研究センター）、他

300

0

0

90 錦戸文彦

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)

250

0

0

0 山谷泰賀

吉川 彰（東北大学）

210

0

0

0 山谷泰賀158

0041,290

7,743

1,900

4

0 山谷泰賀
9,050

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Imaging Physics Team FY2018
Team members
Team Leader
Principal Researcher
Principal Researcher (part time)
Senior Researcher
Senior Researcher (part time)
Researcher
Researcher (part time)
Postdoctoral Researcher
Senior Technical Staff
Technical Staff (part time)
QST Research Assistant
Secretary (part-time)

Taiga Yamaya
Eiji Yoshida
Naoko Inadama, Miwako Takahashi (from April, promoted in July)
Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido (promoted in July)
Md Shahadat Hossain Akram, Chie Toramatsu
Akram Mohammadi,
Han Gyu Kang (from April, promoted in July)
Yuma Iwao, Munetaka Nitta (until Oct.)
Go Akamatsu, Sodai Takyu
Hidekatsu Wakizaka (promoted in July)
Fujino Obata
Yusuke Okumura (from June)
M. Ohno, M. Tanaka

Visiting Researcher (alphabetical)
Hideaki Haneishi
Chiba University
Tomoyuki Hasegawa Kitasato University
Yoshiyuki Hirano
Nagoya University
Takahiro Ida
ATOX Co., Ltd.
Masaaki Kumagai
ATOX Co., Ltd.
Shunsuke Kurosawa Tohoku U. / Yamagata U.
Takashi Obi
Tokyo Inst. Tech.
Kengo Shibuya
University of Tokyo
Kenji Shimazoe
University of Tokyo
Mikio Suga
Chiba University
Hiroyuki Suzuki
Tokyo Inst. Tech.
Eiji Takada
NIT, Toyama College
Tsunetoshi Tanaka
ATOX Co., Ltd.
Hiroshi Umeda
ATOX Co., Ltd.
Taichi Yamashita
ATOX Co., Ltd.
Masao Yoshino
Tohoku University
Visiting Foreign Scientists (from LMU)
Katia ParodiPeter Thirolf
Marco Pinto
Mohammad Safari
Munetaka Nitta
Tim Binder
Major collaborators
Collaboratos (alphabetical)
1
Japan Radioisotope Association
2
Takahiro Higuchi (NCVC)
3
Hideyuki Kawai (Chiba U Faculty of Sci.)
4
Craig Levin (Stanford U)
5
Takashi Obi (Tokyo Inst. Tech.)
6
Katia Parodi (Ludwig-Maximilians-Universität München)
Anatoly Rosenfeld (U. of Wollongong),
7
Mitra Safavi-Naeini (ANSTO)
Masaaki Sato (Dep. Thoracic Surgery, U
8Tokyo Hospital)
9

Mikio Suga (Chiba U CFME)

10

Eiji Takada (NIT, Toyama College)

11

Hiroyuki Takahashi,
Kenji Shimazoe (University of Tokyo)

12

Taiga Yamaya, Hideaki Haneishi
CFME)

13

Akira Yoshikawa, Kei Kamada (Tohoku U)(Chiba U

Collaborative research contracts
Collaborators (alphabetical)
1
ATOX Co., Ltd.
Development Bureau,
2
Hamamatsu Photonics K. K.
Tokyo Metropolitan Geriatric Medical
3
CenterATOX Co., Ltd.

Mizuki Uenomachi
Wu Bowen
Mariko Kobayashi
Akihiro Koyama
Ikumei Ma
Hayato Numakura
Shoma Ohigashi
Yusuke Ohshima
Yuji Rodrigo Okada
Yusuke Okumura
Yutaka Otaka
Foong Wei Seng
Haruhiko Shiiya
Gen Shikida
Kaito Suzuki
Dong Tian

Trainee / Internship (alphabetical)
University of Tokyo (Takahashi-lab. D1)
Tokyo Inst. Tech. (Obi-lab. M2)
University of Tokyo (Takahashi-lab. M1)
University of Tokyo (Takahashi-lab. D3)
Chiba University (Yamaya-lab. B3)
Yamagata University (Kurosawa-lab. M1)
Chiba University (Yamaya-lab. B4)
University of Tokyo (Takahashi-lab. M2)
NIT, Toyama College (Takada-lab. M1)
Chiba University (Suga-lab. M2)
University of Tokyo (Takahashi-lab. D1)
University of Tokyo (Takahashi-lab. M1)
University of Tokyo (Dep. Thoracic Surgery)
NIT, Toyama College (Takada-lab. M2)
Chiba University (Yamaya-lab. B4)
University of Tokyo (Dep. Thoracic Surgery)

Veronica Wallangen
Silvia Liprandi

JSPS Postdoctoral Fellow
Stockholm University
Ludwig-Maximilians-Universität München (LMU)

ThemesDevelopment of 22Na phantoms
Heart molecular imaging international collaborative research
Research on DOI detectors (D5 Munetaka Nitta)
Research on PET inserts
Joint estimation of emission and attenuation (M2 Wu Bowen)
In-beam PET simulation, QST-IRI collaboration for WGI development
Research on range verification for carbon ion therapy
Early diagnosis of chronic rejection after lung transplantation by nuclear
medicine
Absorption of electromagnetic waves from MRI RF coil (B4 Taisei Miyaki)
Compton-PET simulation (M2 Yusuke Okumura)
Medical application of organic semiconductor detectors (M2 Gen Shikida)Research on radiation registant ASIC, read-out circuit for Si-detectors, etc.
(Researcher Hiroaki Miyoshi, D3 Akihiro Koyama, D1 Yutaka Otaka)
Development of dual photon emission computed tomograph and Compton
TOF-PET hybrid camera
Head movement suporession by displaying images (B4 Kaito Suzuki)
Quantitative evaluation of scanner spatial resolution in brain PET imaging(B4 Shoma Ohigashi)
Normalization method for WGI (B3 Ikumei Ma)
Application of new scintillators
Funding
Yes

ThemesResearch on practical realization of the helmet PET

No

Fundamental research on next-generation PET detectors

No

Evaluation of an image co-resistration program for brain dedicated
PET

5次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research
FY2018 (H30) Imaging Physics Team Grants
Internal budget (basically excluding labor cost) [x1,000 yen]
BudgetNote
Realization of a new imaging-based
1 diagnostic method for dementia and For Integration Plan D
depression (BFAA2)QST International Research Initiative
Internal competitive grant
2 (IRI) (AAA96)(for collaboration with LMU)
PI: Taiga Yamaya
Researchon
newcancerFor Integration Plan A
3radiopharmaceutical drugs (BIAA1)
Research on diagnosis methods using
andquantum
imaging For team operation
4 photontechnologies (BIAB1)
QST President's Fund (ABACA)
Internal competitive grant5
PI: Taiga Yamaya
6 Returned indirect expense

50% of indirect→BIAB1
Quantum theranostics with 64Culabeled antibody for pancreaticcancerBasic study for whole body countercapability of single-based PET
measurement

QST President's Fund (ABACR)
7
Hideaki Tashima, Taiga Yamaya
8

QST President's Fund (ABAEJ)
PI: Hideaki Tashima

9

Auditing management for PET
Quality Assurance and Audit Officeimaging site qualification (Hidekatsu(BAA41)

AmountMain collaborators outside the team (PI underlined)

Labor included

Tetsuya Suhara, Makoto Higuchi, et al. (NIRS)
0
Naokoi Kawachi, Mitsutaka Yamaguchi (Takasaki)

18,000Atsushi Tsuji, Kotaro Nagatsu (NIRS), Katia Parodi, Peter Thirolf, Vasiliki
4,937 Anagnostatou, Mohammad Javad Safari, Marco Pinto, Silvia Liprandi, Ingrid
Valencia Lozano, Maximilian Grosch (LMU)

10,0009,500

0 Tatsuya Higashi, et al. (NIRS)

8,639

0

6,000

0

4,240

0

3,000

Yukie Yoshii, Tatsuya Higashi, Yoko Oe, Mineko Igarashi, Ming-Rong Zhang,
0 Hisashi Suzuki (NIRS), Mitsuyoshi Yoshimoto (NCC), Hiroki Matsumoto (Nihon
Medi-Physics)

1,000

0

700

0

61,0794,937

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

Wakizaka, Taiga Yamaya)

Total
Competitive grants [x1,000 yen]
Project

Direct expense
Labor
Distributed

Indirect
expenseMembers in the team
Collaborators outside the(PI underlined)
team
Taiga Yamaya, Eiji
Yoshida, Hideaki Tashima,
Miwako Takahashi, Yuma
Iwao, Go Akamatsu, Naoko
Inadama, Fumihiko
Nishikido, Mohammadi
1,400―
Akram, Md Shahadat
Hossain Akram, Sodai
Takyu, Han Gyu Kang,
Hidekatsu Wakizaka,
Fujino Obata, Munetaka
Nitta
Taiga Yamaya,
Hiyoruki Takahashi, Kenji
Eiji Yoshida, Fumihiko Shimazoe (U Tokyo), Mikio
2,310 Nishikido,
Hideaki Suga (Chiba U), Takayuki
Tashima,Mohammadi Obata,AtsushiTsuji,
Kotaro Nagatsu (NIRS)
Akram, et al.

Research on practical realization of
the helmet PET

14,0006,661

0JSPS KAKENHI
Demonstration of "whole gamma
2 Grant-in-Aid for Scientific Research imaging," a concept for the next(A) 16H02641
generation PET

7,700

1,082

1,500

Development of a Compton TOFPET hybrid camera

4,800

0

0

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

3,300

0

400

1,700

0

0

510 Yuma Iwao

―

1,700

0

0

510 Sodai Takyu

―

1,600

0

0

480 Mohammadi Akram

―

1,500

0

0

450 Miwako Takahashi

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

1,200

0

0

360 Han Gyu Kang

Seong Jong Hong (Eulji
Univ)

1,172

0

0

0 Taiga Yamaya

700

0

0

210 Md Shahadat Hossain Akram

―

500

0

0

150 Go Akamatsu

―

500

0

0

150 Taiga Yamaya

Takahiro Higuchi (NCVC),et al.

1

Collaborative research
ATOX Co., Ltd.

Theme

3 AMED-SENTAN (Co-investigator)

JSPS KAKENHI
Contactless, non-binding, motion5 Grant-in-Aid for Young Scientists (B) free PET system using affordable
17K18376
measurement equipment
JSPS KAKENHI
Next generation PET detectors for
6 Grant-in-Aid for Young Scientists (B) TOF and DOI measurement
17K18378
capabilities
JSPS KAKENHI
A direct range visualization method
7 Grant-in-Aid for Scientific Research by C-10 3-gamma Compton-PET(C) 17K09076
for C-ion therapy
Development of minimally invasive
approaches for early diagnosis of
JSPS KAKENHI
8 Grant-in-Aid for Scientific Research chronic rejection after lung(A) 17H01581
transplantation by nuclear medicine
and their treatment method
JSPS KAKENHI
Optical/gamma
hybrid9 Grant-in-Aid for Research Activity laparoscoperesearchandStart-up 18H05967
development
The 5th NIRS-SNU Workshop on
10 JSPS Bilateral Program
Nuclear Medicine Imaging Scienceand Technology
JSPS KAKENHI
Basic development for the world's
11 Grant-in-Aid for Young Scientists (B)first wireless PET system
17K18377
JSPS KAKENHI
Development of an automatic
12 Grant-in-Aid for Young Scientists (B) quantitative evaluation method for
16K19882
amyloid PET
JSPS Fund for the Promotion of Joint
Construction of heart failure
International
Research(Homepersonalized medicine strategy by
13 Returning Researcher Development
heartmolecular
imaging
Research)
international collaborative research(Co investigator)
Development of advanced flexible
JSPS KAKENHI
organic semiconductor radiation
14 Grant-in-Aid for Scientific Researchdetectors and new radiation(A) 18H01920 (Co-investigator)
measurement techniques
Development of a novel highCollaborative Research Program atenergy resolution scintillator and
IMR Tohoku U
its application for nuclear medicine
Research study expense, JSPS
16 Postdoctoral Fellowships for Research―in Japan
Research study expense, JSPS
17 Postdoctoral Fellowships for Research―in Japan (Summer Program)
Total
15

1,440 Miwako Takahashi

990

Kenji Shimazoe, Tadashi
Orita (U Tokyo), Kei
Kamada (Tohoku U)

Taiga Yamaya,
Takahiro Higuchi (NCVC),
Fumihiko Nishikido, Md
Shigeyoshi Saito (Osaka
Shahadat Hossain Akram,
U)
Takayuki Obata

300

0

0

90 Fumihiko Nishikido

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

250

0

0

0 Taiga Yamaya

Akira Yoshikawa (Tohoku
U)

210

0

0

0 Taiga Yamaya

158

0

0

0 Taiga Yamaya

41,290

7,743

1,900

6

9,050

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Data of Imaging Physics Team (FY2009-FY2018)
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| |- for distribution|- Own income

48,913
17,666
17,44513,802

61,869
8,092
16,81236,965

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

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

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

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

102,369
36,13920,00045,53043,630
1,900
700

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

2. Researchers|- Permanent|- Non-permanent (4-day or more /week)|- Postdocs (+JSPS fellows)
3. Achievement (集計は年度ではなく年単位)
Conference presentations
per researcher
expense [x1,000 yen]/presentation

Evaluation and outreach activities|- Awards|- Invited talks|- Book chapters, review articles|- Public relations activities|- Lectures
Fiscal year

2009

2010

2011

2012

2013

2014

2015

2016

2017

2018

Team 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
―
―
―
―
―
Researcher (2015/8-)
Postdoc
Akram Mohammadi――――
Researcher (part-time)――――
中島靖紀 Yasunori Nakajima
Senior Res. (July-)
Researcher
錦戸文彦 Fumihiko Nishikido
―
―
―
―
―
―
―
―
Res. (2017/10-2018/10)
新田宗孝 Munetaka Nitta――
Assistant (part-time)
Technical Staff (part-time)
小畠藤乃 Fujino Obata
Principal Res.
高橋美和子 Miwako Takahashi
―
―
―
―
―
―
―
Researcher (2016/11-)
Postdoc
田久創大 Sodai Takyu
Senior Res. (July-) →permanent―
Postdoc
JSPS Fellow (-2014/9)→Researcher (2014/10-)
田島英朗 Hideaki Tashima
Senior Res. (part-time) 2016/10―
―
―
―
―
―
―
寅松千枝 Chie Toramatsu
Technical AssistantTechnical Staff
脇坂秀克 Hidekatsu Wakizaka
Team Leader (permanent)
山谷泰賀 Taiga Yamaya
Researcher
Senior Researcher→permanent Principal Res.
吉田英治 Eiji YoshidaStudents (pre-doctoral fellows)
QRA (2018/6-19/2)
―
―
―
―
―
―
―
―
奥村勇介 Yusuke Okumura
―
―
―
―
―
―
―
QRA (2016/11-2018/1)―
蛭海元貴 Genki Hirumi―
Junior Res. Associate
―
―
―
―
―
―
木内尚子 Shoko Kinouchi―――
Junior Res. Associate――
新田宗孝 Munetaka Nitta―――
Junior Res. Associate――――Res. (part-time)
品地哲也 Tetsuya Shinaji
Junior Res. Associate
―
―
―
―
―
―
―
―
矢崎祐次郎 Yujiro Yazaki(-2015/7)

Res. = Researcher or Research
QRA = QST Research Assistant7イメージング物理研究チームの研究費推移
Research budget of Imaging Physics Team

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

Total

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

2009
外部資金
Competitive
grantsConference presentations

内部競争
的資金
Internal
competitive
grants

2010

2011

2012

2013

2014

2015

2016

2017

2018

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

2009

2011

2010

80
70
60
50
40
30
20
10
-

2013

2012

2015

2014

2016

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

2017

200,000

学会発表件数
Conference presentations

150,000
100,000

研究費（右軸）
Expense (right axis)

50,000
0

2009

2010

2011

2012

2013

2014

2015

2016

2018

2017

Expense [x1,000yen]

Research budget [x1,000yen]

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

2018

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

特許 Patents

150,000

10

100,0005
研究費（右軸）
Expense (right axis)

2009

2010

2011

50,000

査読付き論文数
Peer-reviewed articles

2012

2013

0

2014

8

2015

2016

2017

2018

Expense [x1,000yen]

件数

Numbers

15

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

特別寄稿

核医学物理学の生い立ち（「次世代 PET 研究会 2018」特別講演より）
田中栄一
放射線医学総合研究所 名誉研究員
このたびは、特別講演の演者としてお招きいただき、大変光栄に存じます。量子科学技術研究開発機構の平野理事長、島田理事、野田放医研所長、ならびに、この研究会を企画されました山谷先生に深く感謝申し上げます。私はしばらく公の場から離れておりますので、うまくお話できるかどうか心配ですが、標題のテーマについて私の関わった研究の範囲内でお話してみたいと思います。
最初に、私と核医学との関係をお話させていただきます（図２）。核医学の始まりは、1927 年にアメリカのBlumgart という方が、RaC を用いて初めてヒトの両腕間の血液循環時間を測定したこととされています。この年（昭和 2 年）は私の生まれた年でございます。その後終戦の年（1945 年）、広島に原子爆弾が投下されました。
この時私は高等学校の 2 年生で、学徒動員で岡山から広島に出動していたときに原爆に遭遇いたしました。
遭遇といっても、爆心地から 6 キロくらいの距離でしたので、それほど大きな身体的被害は受けませんでした。これが、私が最初に放射線と関わった大きな出来事でございます。1950 年に、日本に初めて人工放射性アイソ
トープ（RI）が輸入されました。ちょうどその年に私は京都大学の物理学科を卒業したのですが、卒論のテーマが「GM 計数管の試作研究」と、これも放射線測定と関係がありました。その経歴が買われて、翌年に工技院電気試験所（産業技術総合研究所の前身）に入所しまして、放射線測定と放射能標準の確立について研究を行いました。1957 年 7 月に放医研が創立され、昨年
創立 60 周年を迎えました。私は 1957 年 12 月に放医研の物理研究部に入りまして、人体内の RI の計測と挙動に関する研究を開始いたしました。これが私の核医学物理学研究の始まりでございます。
つまり私と核医学とは同い年で、共に 90 歳になります（図３）。それと放医研と私は同期生、共に 60 年生です。日本は戦争に負けた代わりに原子力の平和利用を手に入れました。原子力の平和利用には、原子力発電によるエネルギー利用と核医学による医学利用に大別されます。私は後者の核医学を選んだわけですが、こ9

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Researchの選択は、その後の私の生き方に大きな勇気と生き甲斐を与えてくれました。以下、私の関わった核医学物
理関係のお話をさせていただきたいと思います。
当時、世界は原子爆弾の開発に躍起でした。図４は、各国の核実験の回数を年次ごとに示したものでございます。ご覧のように、赤色がアメリカ、空色がソビエト、緑がフランスです。これらの国が大部分を占めています。
近年問題の北朝鮮の核実験は、当時に比べると（グラフ上）見えないくらい小さな規模であることがわかります。
とにかくこの当時は、空からいわゆるフォールアウト（放射性降下物）が降ってきまして、地球全体が汚染したような時代でした。放医研が創立された当時、ホール
ボディカウンター（全身放射能計測装置）を建設して人体の RI 汚染をモニターするというのが緊急の課題でございました。
私たちが最初に開発したホールボディカウンターには、
NaI シンチレータ型とプラスティックシンチレータ型の２つがあります（図５）。まず設計、材料検査（RI で汚染していない材料を使うことが重要）、それから性能評価を行いました。そして出来上がったホールボディカウンターを使って、体内汚染 RI の核種決定と計測、RI の体内挙動の研究といった仕事を分担して行いました。RI の体内挙動の研究を担当してくださった飯沼武先生が丁度この会場にお見えになっております。
その当時、飯沼先生が永井輝夫先生（後の群馬大学教授）のご協力のもとに、大変貴重な仕事をされました。デジタル処理によってシンチスキャナー画像のぼけ修正に成功されたのです。図６の左がオリジナルの画像で、右がボケ修正した画像です。明らかにいろんなパターンが見えています。この研究は、世界で初めて行われた核医学画像のデジタル処理として、大変話題になり、高く評価されました。当時のコンピューターは真空管方式で、非常にお粗末な性能だったことが記憶に残っています。
1960 年代は、シンチスキャナーからガンマカメラに移行し、利用される主要 RI もヨウ素 131 からテクネシウ
ム 99m に変わろうとしていた時代で、いろいろなタイプのガンマカメラが開発されていました（図７）。さて放医研ではどういうタイプを選ぶか、いろいろ検討した結果、アンガー方式のガンマカメラ、いわゆるアンガーカメラ（Dr. Anger が発明）に焦点を絞り、その調査を始めました。
アンガーカメラでは、図８に示すように板状の NaI シ
ンチレータに多数の光電子増倍管（PMT）を配列し、その信号を演算処理して、ガンマ線によるシンチレーショ

10

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

ンの発光点の位置を示す信号（位置信号）を求めています。当時のアンガーカメラでは、位置信号を多数の
PMT の出力信号から重心演算によって求めています。
シミュレーションによって検討したところ、この方式では発光点から遠く離れた PMT 信号の統計雑音が大きく寄与するため、良好な解像力が得られないということが分かってきました。
そこでどういう計算をして位置信号を出したら最も解像力が高くなるのかについて解析的に計算した結果、i番目の PMT 信号の位置信号への寄与率 ki の最適条件を示す式を見つけました（図９）。つまり逆問題としての最適解を見つけたわけで、ガンマカメラの性能向上への第一歩でございました。
シミュレーション研究によりますと、従来の重心演算方式では ki のパターンが図１０に示しますように右上がりの直線になるのにたいし、理想的な演算方式ではその下のグラフのような（双極性の）パターンになることがわかりました。理想的演算方式では解像力が大幅に向上するだけでなく、シンチレータの面積を大きくしても解像力が劣化しない利点があります。しかし、そのような演算式を実際の電子回路でどう実現するかが難しい問題で、その解決に大変苦労いたしました。
最終的に考えついた方法は、各 PMT 信号をディレイ
ライン（遅延電線）によって時間情報に変換し、その波形処理によって適切な情報を取得するという方式です。
図１１に示すように、各 PMT 信号を遅延電線のタップに入力して時間情報に変換し、適当な双極性波形に整形した後、信号がゼロを横切る時刻（ゼロ交差時刻）を検出し、その遅延時刻を信号に直すと、ほぼ理想的な寄与率 ki を実現できる事が分かりました。早速、試作実験に取り掛かりました。この理論と実験結果を、1969
年に東京で開かれました第 12 回 ICR（国際放射線医学会）で発表したところ、大変好評をいただいて、私たちの研究が一躍有名になったことを覚えております。

11

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

日本でのガンマカメラの生い立ちを図１２に纏めました。
アンガーカメラは 1958 年に論文が発表されてから数年を経て製品化され、日本にも輸入が始まりました。東芝は一時重心演算方式のアンガーカメラを国産化しましたが、1969 年ごろに放医研との共同研究によってディレイラインカメラ（視野直径 25cm）を商品化し、1972
年には、世界で始めて視野直径 35cm の大視野ディレ
イラインカメラの商品化に成功しました。日立メディコも1976 年に大視野ディレイラインカメラを開発しました。
しかし、ディレイライン方式はかなり回路が複雑で、各イ
ベントの処理時間も比較的に長いものですから、その後
ディレイライン方式とほぼ等しい性能を持った非直線アンプ方式に改良され、さらに位置演算処理をデジタル的に行うようになって現在に至っています。
体内 RI の３次元画像を得るため、今で言う SPECT（single photon emission CT）の研究が 1970 年頃からミシガン大学の Dr. Kuhl らによって行われていましたが、1976 年に Mark IV という装置が実用化されました（図１３）。私たちも 1972 年頃から、Mark IV に似た横断シン
チグラフ装置、ただし解像力を倍ぐらいに改良した装置の試作を行っていました。しかしその当時、投影データ
から画像をどう再構成するかということが大きな問題でございました。
ご存知のように、1972 年に X 線 CT 装置が EMI 社に
よって商品化されました（図１４）。発明したのは後にノーベル賞を受賞された同社の Hounsfield さんです。日
本にもその装置が 1975 年に入ってきました。この出来
事は、投影から画像を再構成するという難しい逆問題
がコンピューターの進歩によって実用的に解けるようになったことを示しています。これは世界中の医学界や医療産業界にとって大きな衝撃でした。
当時私たちも、前述のように横断シンチグラフ装置での画像再構成をどうしようかということを考えていました。
そ の 一 つ の 方 法 が 、 フ ィ ル タ 逆 投 影 法 filtered
back-projection (FBP)法という方法です。これは図１５に示すように、測定された投影にあるフィルタ関数を重畳積分して補正された投影を作り、それを逆投影して画像を作るというものです。この時に、どういうフィルタ関数を用いればよいかが未知の問題でした。私たちは、ガウス関数型レスポンス、すなわち出来上がった画像の点応答関数がガウス関数であるようなフィルタを見つけまして、その結果を 1973 年にマドリードで開催された第 13 回 ICR の学会で発表いたしました。しかし、当時の世の中を見てみますと、既にたくさんの数学者が再構
成フィルタの研究を進めておりまして大変驚きました（図１６）。最も有名なのは Shepp-Logan filter（1974）

12

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Researchです。私たちのガウス関数レスポンスのフィルタ関数は、与えられた解像力にたいし最も統計雑音が少ないという特徴があり、後日 X-CT や PET の理論的計算、あるいは理論的改良をするのに非常に役立ちました。
核医学画像診断のもうひとつの重要な流れは PET（positron emission tomography）です（図１７）。これも古くから研究されていました。画像再構成法も取り込んだ初めての実用的な PET 装置、PETT-III が 1975 年にワシントン大学の Dr. Ter-Pogossian らによって発表されました。PET ができると脳機能の画像化ができる、ひとの精神活動が計測できる、ひとの心が読める、このよ
うなフレーズは、私たちに猛烈な刺激と勇気を与えました。「これは早急にやらなきゃいけない」と SPECT の開発研究から全力で切り替えて、後で紹介します
Positologica（ポジトロジカ）シリーズの PET 装置を開発してまいりました。この研究には新技術（開発）事業団の多大のご支援をいただきました。
ちょっと話がずれますが、1988 年、この年は私が放医研を定年退官して浜松ホトニクスに入った年ですが、同社の当時の社長の晝馬輝夫氏が、奇抜なことというか、大きなことを提案されました。「ひとはなぜ戦争をす
るのか、PET による脳の研究を通じて世界の平和を」というわけで、脳・精神科学平和探求国際会議「Peace
through Mind/Brain Science」という国際会議の開催を世界に提案されました。その年の 4 月に浜松において第一回会議が開催され、その後２年ごとに計 16 回開催されました。

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次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

図１８は第３回会議（1990 年）の参加者の集合写真です。出席者数は、アメリカから 16 名、ソビエト 5 名、イギリス２名、カナダ、スエーデン、ドイツから各１名、日本から 101 名です。ここに核医学の大御所、ジョンズ・ホ
プキンズ大学の Henry Wagner 先生がいらっしゃいます。
ソビエト科学アカデミーの N. Bechtereva 先生、この方はソビエトの脳研究の第一人者です。イギリスから Sydney
Brenner 先生、この方は生物物理の大家で、2002 年にノーベル賞を受賞されています。それからアメリカのBritton Chance 先生、スエーデンの B. Langstrom 先生、
この方は PET 薬剤の権威です。鳥塚莞爾先生もここにいらっしゃいます。当時は福井医科大の学長さんでした。
司会の米倉先生（当時は京都大学）もここに写っておられます。前段右端が晝馬輝夫氏。その他放医研から
山崎統四郎先生、館野之男先生、当時の京都大学の小西淳二先生、浜松ホトニクスの山下貴司さん（私の浜松での第一の研究仲間）らが写っています。
さて、図１９、２０は先ほど紹介しましたポジトロジカシリーズの PET 装置です。たびたびお聞きになっている
かと思いますが、特徴は検出器を円周上に不均等間隔で配列して連続回転するところです。このテクニックを、「ポジトロン」と「トポロジー」を合わせて、「ポジトロジー」と呼んでいます。この原理を使った PET 装置には「ポジトロジカ」という名前を付けました。第 I 号機は頭部用、第 II, III 号機は全身用、第 IV 号機はマウスなどの小動物用です。小動物用 PET はこの装置が世界で初めてでございます。
図２１は初期の頃の PET の解像力の推移を示したものです。Ter-Pogossian らの PETT Ⅲや、それを商品化した ECAT などの解像力が示されていますが、ポジト
ロジカⅠは、その当時、世界で最も解像力が良かったということが自慢です。Headtome という名前の付いたもの
は、島津製作所で開発されたシリーズで、SHR と付いたシリーズは浜松ホトニクスの装置です。
このように PET 装置の開発が進んできたのですが、およそ 1990 年前後、つまり昭和から平成の時代に移るころ、2D(２次元)-PET から 3D(３次元)-PET に移行していきます（図２２）。3D-PET というのは、身体の断面（スライス面）にたいして大きな傾斜角の同時計数もデータ収集して、検出効率を上げるようにしたものです。私事で恐縮ですが、私の放医研時代はほぼ 2D-PET、浜ホトに移ってからはほぼ 3D-PET の研究をしていた事になります。3D-PET への移行に伴って画像の再構成も３次元的に行う必要があります。3D-PET では 2D-PET と比較してデータ量が極めて膨大なため、３次元化された
FBP 法では画像再構成に長時間を要することが問題で

14

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

した 。この問題 につきまして特筆すべきこ とと して、1995 年に、ベルギーの Dr. Defrise がフーリエリビニン
グ法という非常に巧妙な方法を発表されました。
図２３にその原理を示しています。複雑ですので詳し
い説明は省きますが、要するにフーリエ空間を利用して、巧妙な方法で 3 次元の投影データを２次元データに変換し、画像再構成はスライス毎に２D 再構成を行う事によって計算時間を大幅に短縮する方法です。
PET の画像再構成のもう一つの流れは、統計的画像 再構成 法 です（図 ２ ４）。そ の典 型的な 方法 が、
maximum likelihood、いわゆる最尤推定法、統計的に最も確からしい答えを求めるという逐次近似法です。この方法では、雑音あるいは不合理な投影データに対しても再構成画像に負の値を生じないという性質のために、画像が非常に綺麗になり、誤差も少ないという特徴があります。この方法の原理が提案されたのは 1976 年ごろです。これを計算機用にアルゴリズム化した
ML-EM algorithm が 1982 年に発表されました。しかし、必要な近似回数が猛烈に多いため、計算に長時間を要し、実用化しませんでした。そこでこの収束速度を高速化するために多くの人々が努力を重ねました。1994
年に投影データを部分集合ごとに処理して高速化する
OS-EM 法が提案され、さらに 1996 年に緩和係数を導入して高速化する RAMLA 法が発表されました。この頃
から統計的画像再構成法が実際の PET に使用されるようになりました。

15

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

私たちは筑波大学の工藤博幸先生のご指導を頂いて、2003 年に緩和係数を動的に変化させた dynamic
RAMLA（略して DRAMA）を開発してさらに高速化を進め、2010 年には、データ数の多い 3D-PET に適した
one-pass reconstruction を目指したアルゴリズム、
3D-DRAMA を発表しました。One-pass reconstructionというのは、各投影データを 1 回ずつ使用して再構成を完成するという意味です。
図２５はいままでの話題を時間的に纏めたものです。
緑色が装置関係、橙色が解析的画像再構成、赤が統計的画像再構成、黄色がその他の出来事です。Ｘ線-CT の発明が 1974 年、日本で最初の PET 装置が1979 年、PET の３次元化が 1990 年前後から始まって い ま す 。 最 近 の 話 題 と し て 放 医 研 で開 発 さ れ た
OpenPET やヘルメット PET のことが記載されています。
最後に囲碁の人工頭脳（AI）がプロ棋士に勝ったという出来事も入れておきました。村山秀雄先生が放医研に入られたのは 1976 年です。時間軸上の星印は私が放医研に入所した年、定年退職して浜松ホトニクスに移った年、退職した年を示しています。
最後に「まとめ」（図２６）でございますが、いままでの経験を顧みて、科学の進歩には多くの人々の努力と長い歴史があり、グループの結束、他分野との協力、温故知新が非常に大切であるということを実感しました。
それから、私の関わったテーマのほとんどが逆問題をどう処理するかの問題です。ガンマカメラの最適化、画像
再構成、画像診断や医学診断などもすべて逆問題です。逆問題を解くのに解析的手法がありますが、これは解析数学的な根拠に基づいて逆問題を順問題に変換する方法だと思います。一方、統計的手法では逐次近似法が利用されますが、その場合は収束に関する統計数学的な根拠が重要です。最近では人工頭脳(AI)を利用して、画像再構成や画像診断を含むいろいろな逆問題を解くことが話題になっているようです。今後どう発展するか私には分かりませんが、例えば根拠が不明
瞭とか、いろんな問題があるような気がします。とにかく平成の次の時代は AI 全盛の時代になるのではないかと想像されます。

本稿は、2018 年 1 月 22 日にベルサール八重洲（東京）にて開催された「次世代 PET 研究会 2018」（量子科学技術研究開発機構 放射線医学総合研
究所 主催）での特別講演を、ほぼそのままの形で紙面に再現したものです。核医学を物理面からリードし続けてきた田中先生のご講演は、核医学を担っている現役世代だけでなく、これから核医学を勉強しようとする若手世代にとっても大変貴重であると思います。田中先生、ご講演ありがとうございました。

最後に一言（図２７）、私の好きな言葉は「ひらめきは考え続ける者だけにやってくる」–レオナルド・ダ・ヴィンチ–です。この席を借りまして、ご協力、ご支援、ご指導い
ただいた多くの方々に心から謝意を表します。ご清聴ありがとうございました。

編集担当： 放射線医学総合研究所
田中真澄、田島英朗、山谷泰賀

16次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics ResearchSpecial Contribution

The Progression of Nuclear Medicine Physics(From the Special Lecture at the Workshop on Next Generation PET 2018)

Eiichi Tanaka
Honorary Fellow, National Institute of Radiological Sciences (NIRS)

I am honored to be invited here as a special lecturer. I would
like to express my deepest appreciation to President Hirano,
Director Shimada, and Managing Director Noda of the
National Institutes for Quantum and Radiological Scienceand Technology, and to Dr. Yamaya for organizing thisworkshop. I have been away from the public arena for awhile, so I am worried about the quality of my presentation,
but I would like to talk about the theme shown here within thescope of my research.
First of all, I will speak about my relationship with nuclear
medicine (Fig. 2). The beginning of nuclear medicine is said
to be in 1927, when the American Blumgart measured theblood circulation time between both arms of a human for the
first time using RaC. This year (1927) is the year I was born.
Then the year of the end of the war (1945), an atomic bomb
was dropped on Hiroshima. At this time I was a second-year
high school student and was caught in the atomic bombing
when I was dispatched from Okayama to Hiroshima on
student mobilization. Although I was caught in the blast, I
was at a distance of about 6 kilometers from the hypocenter,so I did not suffer much in the way of physical injuries. This
momentous event marked my first involvement with radiation.
In 1950, Japan's first artificial radioisotope (RI) was imported.
Just that year, I graduated from the Physics Department at
Kyoto University, and the theme of my graduation thesis was
Research on GM Counter Prototyping, which was also
related to the measurement of radiation. Thanks to myacademic background, I joined the Agency of Industrial
Science and Technology (the predecessor to AIST) the
following year and studied radiation measurement andradioactivity standardization. NIRS was established in July
1957 and celebrated its 60th anniversary last year. I entered
the Division of Physics Research at NIRS in December 1957
and started research on measurement and behavior of RI in
the human body. This was the start of my nuclear medicine
physics research.
In other words, nuclear medicine and I are the same age,both 90 years old (Fig. 3). In a way, the NIRS and I are

17

The Progression of
Nuclear Medicine Physics

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Researchclassmates, both in the 60th grade. Japan acquired thepeaceful use of atomic energy in return for losing the war.
The peaceful use of atomic energy is broadly divided into
nuclear power generation and nuclear medicine. I chose thelatter, nuclear medicine, and this gave me great courage andpurpose to my life thereafter. Next, I would like to talk about
nuclear medicine physics research I was involved in.
At that time, the world was rushing to develop atomic bombs.
Fig. 4 shows the number of nuclear tests in each country by
year. As you can see, red represents the US, light blue theSoviet Union, and green France. These countries accountfor the majority of tests. North Korea's nuclear tests in recent
years are so small as to be invisible (on the graph) comparedwith those at that time. Anyhow at this time, a so-called
radioactive fallout occurred whereby radioactive particles fallfrom the sky, and it was a time when the whole earth wascontaminated. At the time the NIRS was founded, it was anurgent task to construct a whole-body counter (whole-bodyradioactivity

measurement

system)tomonitor

RI

contamination in the human body.
The whole-body counters we developed first were the NaI
scintillator type and the plastic scintillator type (Fig. 5). First,
we carried out design and material testing (it’s important touse materials not contaminated with RI), then conducted
performance

evaluation.

Next,

using

the

completed

whole-body counter, we divided responsibility for tasks suchas determination and measurement of internal contaminationof RI and research on behavior of RI inside a body. Dr.
Takeshi Iinuma, who was in charge of research on behavior
of RI inside a body, is coming to this venue today.
At that time, Dr. Iinuma carried out very valuable work withthe cooperation of Dr. Teruo Nagai, a professor at Gunma
University. They successfully corrected the scintiscanner
image blur by digital processing. The left image in Fig. 6 isthe original and the right is the image with the blur corrected.
Various patterns are clearly visible. This research became avery popular topic and was highly evaluated as the first
digital processing of nuclear medicine images performed in
the world. Computers at that time were a vacuum tube type,
and I remember they had very poor performance.
In the period when there was a shift from scintiscanners to
gamma cameras in the 1960's, various types of gamma
cameras were developed in a move to change the main RI
used from iodine 131 to technetium 99m (Fig. 7). By the way,
as a result of various considerations into which type to use at
NIRS, I focused on the so-called Anger camera, a gamma
camera invented by Dr. Anger, and started investigating the
problem.

18

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

In the Anger camera, a large number of photomultiplier tubes(PMT) are arranged on an NaI scintillator plate as shown in
Fig. 8. The signal is processed arithmetically, and a position
signal is required to indicate the position of the light emission
point for scintillation by gamma ray. In the Anger cameras ofthat time, the position signal was obtained by the gravity
center from the output signals of many PMTs. As a result ofinvestigation by simulation, it was found that a goodresolution cannot be obtained with this method, because of
the large contribution of the statistical noise of the PMT
signal far away from the light emission point.
Therefore, as a result of analytically computing the kind of
calculation to output the position signal that would give thehighest resolution, we found an equation showing the
optimum condition of the contribution ratio ki of the ith PMT
signal to the position signal (Fig. 9).

In other words, wefound the optimal solution as an inverse problem, which was
the first step toward improving the performance of the
gamma camera.
According to simulation research, it was found that the ki
pattern becomes a straight line rising to the right with theconventional gravity center method, as shown in Fig. 10,
whereas the ideal calculation equation gives a pattern as
shown in the lower graph (bipolar). The ideal calculation
equation not only greatly improves the resolution but also
has the advantage that resolution does not deteriorate even
if the area of the scintillator is increased. However, theproblem of how to realize such an arithmetic expression byan actual electronic circuit was difficult and took a lot of work
to solve.
The method we finally hit upon was to convert each PMT
signal to time information by a delay line and acquireappropriate information by waveform processing. As shownin Fig. 11, each PMT signal is input to a tap of the delay line,
converted into time information and shaped into an
appropriate bipolar waveform. By detecting the time when
the signal crosses zero (so-called zero cross time) andcorrecting the delay time into a signal, it was possible torealize an almost ideal contribution rate ki. We started on trial
experiments immediately. This theory and the experimental
results were announced at the 12th International Congress ofRadiology (ICR) held in Tokyo in 1969, and I recall them
being well-received and our research suddenly becoming
famous.
Fig. 12 summarizes the development of the gamma camera
in Japan. Several years after the publication of the paper in
1958, the Anger camera was commercialized and began tobe imported into Japan. Toshiba domestically produced an
Anger camera with a temporary gravity center method, and19

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Researchcommercialized a delay line camera (field of view (FOV): 25
cm diameter) through collaborative research with NIRS
around

1969.

In

1972,

Toshiba

succeededincommercializing the first large-view delay line camera in theworld with an FOV 35 cm in diameter. Hitachi also developeda large FOV delay line camera in 1976. However, since thedelay line method has considerably complicated circuitry andthe processing time of each event is comparatively long, it
was improved to a nonlinear amplifier method, which has
almost the same performance as the delay line method.
Furthermore, position calculation processing came to be
carried out digitally, taking us to present day.
In order to obtain a three-dimensional image of the RI in thebody, the study of single photon emission CT (SPECT) was
carried out by Dr. Kuhl’s group at the University of Michigan
from around 1970, and in 1976, a device called the Mark IV
was put to practical use (Fig. 13). Since around 1972, we
also prototyped a transverse scintigraphy device similar to
the Mark IV, but with the resolution improved by a factor of
about two. However, at that time, the question of how toreconstruct images from projection data was a big problem.
As you know, the X-ray CT system was commercialized by
EMI Corp. in 1972 (Fig. 14). Hounsfield of EMI was awarded
the Nobel prize after the invention. That system also arrived
in Japan in 1975. This shows that difficult inverse problemsof reconstructing images from projections have become
practically solvable by advances in computers. This had a
big impact to the medical community and medical industry
worldwide.
At that time, we were considering how to perform image
reconstruction with a transverse scintigraphy device asmentioned above. One way to do this is the filtered
back-projection (FBP) method. As shown in Fig. 15, the filter
function in the projection measured is convolution-integrated
to create a corrected projection, which is back projected tocreate an image. At this time, the kind of filter function to be
used was an unsolved problem. We found a filter with aGaussian function response, i.e. the point response functionof the finished image is a Gaussian function, and announced
the result at the 13th ICR conference held in Madrid in 1973.
However, looking at the world at that time, I was very
surprised at the number of mathematicians advancing
research on reconstruction filters (Fig. 16). The most famousof these is the Shepp-Logan filter (1974). The filter functionof our Gaussian function response has the feature that thestatistical noise is the lowest for the given resolution and it
was very useful for theoretical calculation or theoreticalimprovement of the X-CT or PET thereafter.

20

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Another important process of development in nuclear
medicine imaging diagnosis is positron emission tomography(PET) (Fig. 17). This was also studied for a long time. The
firstpractical

PET

deviceincorporating

the

image

reconstruction method, the PETT-III, was announced in 1975
by Dr. Ter-Pogossian’s team at Washington University. PET
enables the imaging of brain functions and the measurementof the mental activity of a person, allowing us to read a
person's mind - such a concept stimulated us immensely andgave us courage. Thinking we had no time to lose, we
switched from development of SPECT and channeled all ourenergy into PET research, and thereby developed the
Positologica series PET device I will introduce later. This
research received great support from the Research
Development Corporation of Japan.
Changing topic slightly, 1988 was the year that I retired fromthe NIRS and entered Hamamatsu Photonics. Teruo Hiruma,
the president of Hamamatsu Photonics at that time,
proposed something extraordinary. His proposal to the world
was to hold an international conference called Peace
through Mind/Brain Science, which would seek to bringabout world peace research on the brain using PET toelucidate why people go to war. The first meeting was held in
Hamamatsu from April 29 to May 3 of that year, and it wasthen held 16 times every 2 years thereafter.
Fig. 18 is a group photo of participants from the 3rd
conference (1990). Attendees numbered 16 from the UnitedStates, 5 from the Soviet Union, 2 from the UK, 1 from
Canada, Sweden, and Germany, respectively, and then 101
from Japan. Here we can see Dr. Henry Wagner of Johns

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次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Hopkins University, the distinguished scholar of nuclear
medicine. Dr. N. Bechtereva of the Soviet Academy of
Sciences was a leading authority on Russian brain research.
Dr. Sydney Brenner from the UK - he is a giant in the world of
biophysics and was awarded the Nobel Prize in 2002. Also,present was Dr. Britton Chance from the US, and Dr. B.
Langstrom from Sweden, an authority on PET medicine. Dr.
Toruzuka Kanji is here as well. At that time, he was thepresident of Fukui Medical University. The moderator Dr.
Yonekura (then of Kyoto University) is also shown here.
Teruo Hiruma is on the right end of the front row. Others areshown, including Dr. Toshiro Yamasaki and Dr. Yukio Tateno
from NIRS, Dr. Junji Konishi from Kyoto University at thetime, and Dr. Takaji Yamashita from Hamamatsu Photonics(my first research partner in Hamamatsu).
Well, Figs. 19 and 20 are of the Positologica series PET
scanner I introduced earlier. As I think you have often heard,
the feature of these is the continuous rotation of an array ofdetectors with unequal spacing on the circumference. This
technique is called "positology," from a combination of theterms, "positron" and "topology". The PET device using thisprinciple was named "Positologica". Unit I was for the head,
Units II and III were for the whole body, and Unit IV was forsmall animals such as mice. This device is the first PET in
the world for small animals.
Fig. 21 shows the change in PET spatial resolution over timein the early days. The resolutions for Ter-Pogossian's PETT
III and its commercialization as ECAT are shown, but at thetime Positologica I boasted the best resolution in the world.
The Headtome is a series developed at Shimadzu
Corporation, and the series with SHR attached are thedevices of Hamamatsu Photonics.
The development of PET devices progressed in this way, butaround 1990, there was a shift from 2D-PET to 3D-PET (Fig.
22). 3D-PET aims to increase the detection efficiency bycollecting coincidence events on a large inclination angle
with respect to the cross section (slice plane) of the body.
Speaking from a personal perspective, my time was spentalmostentirely

researching

2D-PET

at

NIRS

and

researching 3D-PET when I moved to Hamamatsu. With thetransition to 3D-PET, it was necessary to reconstruct theimage three-dimensionally. With 3D-PET, the amount of data
is extremely large compared to 2D-PET, so it took a longtime to reconstruct the image with the FBP method in three
dimensions, which was an issue. Of special note withregards to this problem, was Dr. Defrise of Belgium
presenting a very elegant method called the Fourier
rebinning method in 1995.

22

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Fig. 23 shows the principle. The principle is complicated, andI will omit detailed explanation. In short, a Fourier space isused to convert three-dimensional projection data to a stackof two-dimensional data by an elegant method, and image
reconstruction calculation time is greatly shortened by
performing 2D reconstruction for each slice.
Another process in PET image reconstruction is thestatistical image reconstruction method (Fig. 24). The typicalmethod is the so-called maximum likelihood estimation
method, which is an iterative approximation method offinding the most probable answer statistically. This method
has the characteristic that the image is very clear, and error
is small because of the property that no negative value isgenerated in the reconstructed image even for noisy or
irrational projection data. The principle of this method was
proposed around 1976. The ML-EM algorithm, which was analgorithmized version of this for computers, was presented in
1982. However, because the required number of iterations
was so very large, it took a long time to calculate and was
not put into practical use. Therefore, many people worked toaccelerate this convergence speed. In 1994, the OS-EM
method was proposed, which achieved acceleration byprocessing projection data for each subset. In 1996, theRAMLA method was shown, which introduced a relaxation
coefficient for acceleration. From this time statistical image
reconstruction methods were actually used for PET.
Led by Professor Hiroyuki Kudo of the University of Tsukuba,in 2003 we developed dynamic RAMLA (DRAMA), in which
the relaxation coefficient was dynamically changed, thereby
achieving further acceleration. In 2010, we proposed

23

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

3D-DRAMA, an algorithm aiming at one-pass reconstruction
suitable for 3D-PET with a large number of data. One-passreconstruction means that each projection data is used once
to complete the reconstruction.
Fig. 25 summarizes the topics I have spoken on inchronological order. Those colored green are equipment
related, orange are analytical image reconstruction, red arestatistical image reconstruction, and yellow are other events.
X-ray-CT was invented in 1974 and the first PET device inJapan in 1979. The three-dimensionalization of PET beganaround1990.

Recenttopicsinclude

OpenPET

andHelmet-type PET developed at NIRS. Finally, I put in theevent where artificial intelligence (AI) beat a professional
player at Go. Dr. Hideo Murayama came on at NIRS in 1976.
The asterisk on the time axis shows the year I entered NIRS
and the year I retired and moved to Hamamatsu Photonics,
and the year I finally retired.
Last is a summary (Fig. 26). Looking back on my experience
to date, I feel that scientific progress has a long history
based on the efforts of many people, and that groupsolidarity, cooperation with other fields, and learning from thepast are incredibly important. Most of the subjects I haveworked on have been a question of how to handle an inverse
problem.

Optimization

of

gamma

cameras,image

reconstruction, image diagnosis and medical diagnosis are
all inverse problems. There are analytical methods to solve
inverse problems, but I think that these convert the inverse
problem into a forward problem based on analytic
mathematics. On the other hand, statistical methods use asuccessive approximation method, but in that case, thestatistical mathematical basis for convergence is important.
Recently, the hot topic seems to be using AI to solve various
inverse problems including image reconstruction and image
diagnosis. I do not know how the field will develop in future,but I feel that there are various problems remaining, such as
ambiguous rationale. Anyhow it is envisaged that the next
era will be the one where AI comes into its prime.
Finally, a quote (Fig. 27). My favorite quote is from Leonardo
da Vinci - "Inspiration comes through deep reflection". I
would like to take this opportunity to express my sincere
appreciation to the many people who have given me theircooperation, support and guidance. Thank you for yourattention.

This article is an almost unedited reproduction of a
special lecture given at the Workshop on Next
Generation PET 2018 (sponsored by National
Institute of Radiological Sciences (NIRS-QST)) heldon January 22, 2018 in Yaesu, Tokyo. The lecture by
Dr. Tanaka, who has continued to lead nuclear
medicine from a physical perspective, is very
valuable not only for active professionals in nuclear
medicine, but also for the young generation seeking
to study nuclear medicine in future. Dr. Tanaka, thankyou for your lecture.
Editorial personnel:
National Institute of Radiological Sciences
Masumi Tanaka, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya

24

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

QST 国際リサーチイニシアティブ：
Whole Gamma Imaging (WGI) 研究
QST International Research Initiative (IRI):
Whole gamma imaging (WGI) research
Katia Parodi*1, Distinguished Foreign Visiting Scientist
山谷泰賀 Taiga Yamaya*2, QST-IRI Group Leader*1 Chair of Experimental Physics – Medical Physics, Professor, Ludwig-Maximilians-Univesität München (LMU)*2 Team Leader of Imaging Physics Team, National Institute of Radiological Sciences (NIRS-QST)

１．はじめに

1. Introduction

PET はがん診断や分子イメージングにおいて不可欠な

Positron emission tomography (PET) is recognized as a手法であるが、より微量でより多様な核種の画像化など

successful method to pursue cancer diagnosis and新たなニーズに応えるためには、PET の原理自体を打ち

molecular imaging. However, for further improvement

破る必要がある。そこで我々は、PET とコンプトンカメラを

regarding imaging of lower activity concentrations and a

融合した whole gamma imaging (WGI)を提案した。

wider spectrum of radionuclides, we need to break throughthe principle of PET itself. In this project, we proposed a

WGI の基本的な考え方は、検出可能なすべてのガンマ

new concept of whole gamma imaging (WGI), which is a

線を画像化に利用することである(Figure 1)。ポイントは、novel combination of PET and Compton imaging.

通常の PET 検出器リングの内側に散乱検出器専用の検WGI utilizes all detectable gamma rays for imaging (Figure

出器リングを追加することである。PET 検出器を吸収検出1). An additional detector ring, which is used as the

器として利用するコンプトンイメージングにより、単一のガン

scatterer, is inserted in the field-of-view of a conventional

マ線でも検出できるようになる。さらに、陽電子放出と同PET ring so that single gamma rays can be detected by the時にガンマ線も放出する核種（ここではトリプルガンマ核種

Compton imaging method. For positron emitters, missingと呼ぶ）に対しては、PET による同時計数線とコンプトンコ

pairs of annihilation photons, at least one of which isーン（円錐表面）の交点として核種位置を特定できること

undetected, can be used for imaging. In addition, further

から、ごくわずかな放射能でも体内位置を推定できるよう

impact can be expected for triple gamma emitters such asになる可能性がある。トリプルガンマ核種としては、

44Sc, that emits a pair of 511 keV photons and a 1157 keV

1157keV のガンマ線をほぼ同時に放出する陽電子放出

gamma-ray almost at the same time. In theory, localizationfrom a few numbers of decays might be possible by44

核種である Sc などがある。

identifying the intersection points between a coincidence

本プロジェクトでは、世界初となる WGI のコンセプト実証

line and a Compton cone.

を目指す。そのためには新しい放射線検出器の開発が必In this project, we aimed at the world’s-first realization of

要であり、放医研の depth-of-interaction (DOI)検出器とWGI by merging our potential detector technologies, that is,

ミュンヘン大学で開発が進められているコンプトンカメラのthe

技術をそれぞれ組み合わせることとした。ミュンヘン大学

depth-of-interaction(DOI)

detector

technologies

developed at NIRS and Compton camera technologiesとの国際共同研究は、放医研の国際オープンラボラトリー

developed at LMU. Following the three-year support by theプログラムによる 3 年間の助走の後、2018 年 4 月開始

NIRS International Open Laboratory (IOL) (FY2015-の新プログラムである QST 国際リサーチイニシアティブのFY2017), this project was approved for the newly launched

第一号課題として採択された。本稿では、WGI プロジェクト

program of the QST International Research Initiative (IRI)の進捗についてまとめる。

beginning in April 2018. Here, the current research statusof the WGI project is summarized.

25

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 1

Concept of the WGI system, which has three modes of operation.

２．シミュレーション

2. Simulation

GEANT4 により、PET 検出器リング（内径 66cm、体軸Using GEANT4, we simulated the insert geometry whereby3

長 22cm、2.9x2.9x7.5mm GSOZ 結晶の 16x16x4 層配

a scatter ring (24 x 24 array of 1 x 1 x 6 mm3 GAGG

置の DOI 検出器）に散乱検出器リング（内径 20cm、体軸

crystals, 20 cm in diameter and 5 cm long) was inserted

長 5cm、1.0x1.0x6.0mm3 GAGG 結晶の 24x24 アレイ）

into a PET ring (16 x 16 x 4-DOI array of 2.9 x 2.9 x 7.5を組み込んだ装置をモデル化した(Figure 2 (a))。線源とmm3 GSOZ crystals, 66 cm in diameter and 22 cm long) as
shown in Figure 2 (a). We simulated a 22Na point source as

しては、1274keV ガンマ線を放出するトリプルガンマ核種

a source of triple gamma emitters (e+ and 1274 keV gamma

である 22Na をシミュレートした。

ray).

トリプルガンマモードとして、コンプトンコーンにより特定さIn the triple-γ mode, the source position distribution

れる同時計数線上の位置を単純にプロットしていったとこ

projected on a line-of-response (LOR) was 7.3 mm FWHM

ろ、視野中心から 5cm 離れた線源位置において、半値幅

at the 5 cm off-center position without applying any image

で 7.3mm の位置特定性能が得られた(Figure 2 (b))。位

reconstruction (Figure 2 (b)). This localization performance

置特定の効果は time-of-flight (TOF)方式とも類似する

was much greater than the state-of-the-art PET technology

が、現状の TOF 位置特定性能（6cm から 7.5cm 程度）よof time-of-flight measurement, which gives around 6.0 cm

りもはるかに優れた位置特性性能が期待される。

to 7.5 cm localization.

Figure 2

Illustration of the simulated WGI (a) and simulated localization performance of the triple-γ mode (b).

26

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

３．WGI 試作機開発

3. WGI prototype development

シミュレーション結果を受けて、WGI の第一号試作機をWe developed the first prototype of the WGI system (Figure

開発した(Figure 3)。主要パラメータはシミュレーションと3). The major parameters of the prototype were almost the

同じである。検出器における放射線の相互作用のすべて

same as those in the simulation. All interaction events wereはリストモードデータとして記録され、同じ事象かどうかのrecorded as list-mode data, and event selection such as

判定はソフトウェアで事後に行うようにした。そして、中心

coincidence detection was done in software. We measuredから 8cm 離れた位置においた 22Na 校正用線源を計測

a 22Na source, and in the triple-γ mode, the source position
distribution projected on a LOR was 7.7 mm FWHM at the

し、トリプルガンマモードで同時計数線上にプロットしたとこ

8 cm off-center position without applying any image

ろ、半値幅で 7.7mm の位置特定性能が得られた(Figure

reconstruction (Figure 3 (b)). Although some bias

3(b))。これは単純逆投影による結果であり、画像再構成

distribution

手法は適用していない。シミュレーション結果と比較して、

ofmiss-positioning

was

seen

in

the

measurement, a FWHM value similar to the simulation was

やや強いバイアス成分が見られたが、ほぼ同程度の半値

obtained.

幅が得られた。

Figure 3

Developed prototype WGI system (a) and its localization performance for the triple-γ mode (b).

４．検出器の改善

4. Detector improvements

WGI の性能改善に向けて、LMU で開発中のコンプトンカ

We pursued further development and characterization ofメラで使用されているモノリシック結晶（LaBr3 や CeBr3）

monolithic detector crystals (LaBr3 and CeBr3) of excellent

や シ リ コ ン 検 出 器 に 着 目 し た 。 ま た 、 Dr. Zoglauer

spatial and temporal resolution as well as Si strip detectors,(Berkeley, USA) と の 共 同 研 究 に よ り 、 MEGAlib

which serve as components of a Compton camera system（medium-energy gamma-ray astronomy library）ソフト

being realized at LMU. Moreover, in collaboration with Dr.

ウェアを WGI に対応するように機能拡張した。これによZoglauer (Berkeley, USA), we extended the capabilities ofthe MEGAlib (the medium-energy gamma-ray astronomy

り、WGI で測定可能なすべてのイベントを画像再構成に

library) software to accommodate all possible events of

使えるようになり、QST と LMU の異なる検出器技術を取WGI for image reconstruction, to investigate different WGI

り入れた WGI 改良機をシミュレーションできるようになっconfigurations relying on the different detector technologies

た。

developed at QST and LMU for WGI optimization.

４．１ モノリシック結晶の吸収検出器

4.1 Monolithic detectors used as an absorberdetector
The spatial resolution of monolithic LaBr3 and CeBr3 (50 ×
50 × 30 mm3) detectors was further investigated by
combining machine-learning data processing with theexperimental data obtained at LMU laboratory set-up,

二種類のモノリシック結晶（LaBr3 と CeBr3）について、
機械学習を取り入れた位置推定精度検証実験を、自動ガンマ線二次元スキャニング照射が可能な LMU の実験
室セットアップにて行った。結晶サイズは、どちらも 50 × 50

27

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

× 30 mm3 である。ガンマ線照射は 60Co 線源と 137Cs 線

which enables automated 2D scanning of the front surfaceof the considered monolithic crystals with tightly collimated60Co and 137Cs sources in 104 different positions. Initial
results using convolutional neural networks show great
promise, in terms of both speeding up the hit-position
identification as well as improving the spatial resolution by
about 1 mm in comparison to the former findings obtainedwith a “categorical average pattern” (i.e., modified versionof the “k-nearest neighbor”, kNN) algorithm.

源を使用し、細く絞ったガンマ線を 104 の異なる位置に照射した。Convolutional neural network による初期結果
では、従来の categorical average pattern アルゴリズム（k-nearest neighbor 法の改良版）と比べて、約 1mm の解像度改善のほか演算の高速化も示された。

４．２ シリコン散乱検出器の検討

4.2 Investigating a Si-based scatterer
Si could offer an even better solution than GAGG for a next
generation WGI. In the framework of the Compton camera
development at LMU, we upgraded the readout electronics
of double-sided silicon strip detectors (DSSSD) featuring
both 0.5 mm and 1 mm thick modules. The entire system
has been characterized both with radioactive sources in thelaboratory and energetic secondary radiation (especially
prompt gamma) produced by a 20 MeV deuteron beam
stopped in a water target at the LMU tandem accelerator.
An example of the promising first characterization of the 1mm thick DSSSD components is shown in figure 4.

シリコン（Si） 半導体検出器は、次期 WGI にお いてGAGG シンチレーション検出器に代わる候補のひとつである。LMU におけるコンプトンカメラシステムにおいては、
0.5mm 厚と 1mm 厚の 両 面シリ コン スト リ ップ 検出 器
（DSSSD）の読み出し回路を改良した。システム評価は、
校正用線源を用いた実験室での測定のほか、20MeV タ
ンデム加速器にて生成された二次放射線（主に即発ガンマ線）照射により行った。1mm 厚 DSSSD の初期結果の一例を figure 4 に示す。

Figure 4 Example of energy deposition in a 1 mm thick DSSSD by secondary radiation (especially prompt gamma)
produced by a 20 MeV deuteron beam stopped in water: (a) 2D correlation between the signals recorded in the p and nside, (b) combined view of all p-strip signals and (c) energy spectrum of an exemplary p-strip in the central region of thedetector. In particular (b) and (c) clearly show the energy deposition of Compton-scattered electrons.

４．３ WGI のための異なる検出器技術の組み合わせ

4.3

Combinationofdifferent

detector

technologies for WGIQST と LMU の共同実験において、WGI システムのブロッIn a joint experimental campaign between QST and LMU
teams, we adapted the data readout systems of detectors
available at both institutions to enable different
combinations of scatterer and absorber for Compton
imaging, as basic building block of a WGI system. An
example of the imaging capabilities is given in figure 5 for
a 60Co point source placed at different lateral positions fora fixed distance (a) of 45 mm to the QST GAGG scatterer(22 × 22 array of 0.9 × 0.9 × 6 mm3) , followed by the LMU
monolithic LaBr3(Ce) absorber at a distance (b) of 50 mm.

ク検出器要素をなすコンプトンカメラの散乱検出器および吸収検出器について、それぞれの機関の技術を持ち寄っった。一例を figure 5 に示す。具体的には、QST の GAGG
散乱検出器（22 × 22 アレイ、結晶サイズ 0.9 × 0.9 × 6mm3）と LMU のモノリシック検出器（吸収検出器）を組み合わせて、60Co 点線源を測定した。線源-散乱検出器間
距 離 は 45mm 、 散 乱 検 出 器 - 吸 収 検 出 器 間 距 離 は50mm であった。

28

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 5 Examples of a Compton imaging configuration combining the (pixelated) QST GAGG scatterer with the(monolithic) LMU LaBr3(Ce) absorber and resulting images of energetic (~1.3 MeV) photons from a 60Co point source at a
distance a = 45 mm and with a detector separation b = 50 mm, for both simulated (with MEGAlib) and experimental data.
The white cross marks the central and off-axis position of the imaged source.

５．まとめ

5. Conclusions

シミュレーションおよび実機開発により、WGI の最初のコ

Simulation and experimental results showed the initial

ンセプト実証に成功した。一方で、性能改善への課題も

feasibility of the WGI concept. Further optimization of WGI

明らかになり、たとえばモノリシック結晶の吸収検出器へのis expected by investigating state-of-the-art detector

適用やシリコン検出器の散乱検出器への応用など、エネ

technologies such as monolithic crystal detectors andルギ分解能改善へ向けた研究開発を継続する予定であ

segmented Si detectors as alternative choices for theる。本プロジェクトの進捗については、2019 年 2 月 16 日

absorber detector and the scatterer detector, respectively.
Some of the research results were presented in the QSTに開催された QST 国際リサーチイニシアティブシンポジウ

International Research Initiative Symposium on February

ム「次世代 PET 研究会 2019」にて報告した(Figure 6)。

Figure 616, 2019 (Figure 6).

Poster advertising the QST International Research Initiative Symposium

29

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Acknowledgements
Collaborators

Go Akamatsu, Md Shahadat Hossain Akram, Naoko Inadama, Yuma Iwao, Han Gyu Kang, Akram
Mohammadi, Kotaro Nagatsu, Fumihiko Nishikido, Fujino Obata, Madoka Ohno, Miwako Takahashi,
Sodai Takyu, Masumi Tanaka, Hideaki Tashima, Chie Toramatsu, Atsushi Tsuji, Hidekatsu Wakizaka,
Eiji Yoshida (NIRS-QST, Japan)
Vasilikis Anagnostatou, Tim Binder, Georgios Dedes, Maria Kawula, Silvia Liprandi, Giulio Lovatti,
Ingrid Valencia Lozano, Mohammed Safari, Peter Thirolf, Rita Viegas, Giovanni Vinci (LMU, Germany)
Andreas Zoglauer (Berkeley, USA)

GrantsQST President's Fund , JSPS KAKENHI 16H02641, JSPS KAKENHI 17K09076 (NIRS-QST)
BFS MultiSip, DFG MAP, EU MSCA HIPPOCRATE, EU ERC SIRMIO, Humboldt Foundation (LMU)

Research achievements in 2018
Publications[1] T. Hofmann, M. Pinto, A. Mohammadi, M. Nitta, F. Nishikido, Y. Iwao, H. Tashima, E. Yoshida, A. Chacon, M. SafaviNaeini, A. Rosenfeld, T. Yamaya, K. Parodi, “Dose reconstruction from PET images in carbon ion therapy: adeconvolution approach,” Phys. Med. Biol., vol. 64, 025011, 2019.
[2] R. S. Augusto, A. Mohammadi, H. Tashima, E. Yoshida, T. Yamaya, A. Ferrari, K. Parodi, "Experimental validation of
the FLUKA Monte Carlo code for dose and β+–emitter predictions of radioactive ion beams," Phys. Med. Biol., vol. 63,
215014, 2018.
PhD Thesis[3] Ricardo M. Dos Santos Augusto, On the feasibility of using radioactive ion beams in hadrontherapy: dosimetric andimaging studies, LMU Munich, 2018
[4] Ingrid Valencia Lozano, Prompt gamma imaging based on Compton camera detector systems for range verificationin proton therapy treatments, LMU Munich, 2018
[5] Silvia Liprandi, Development and performance evaluation of detectors in a Compton camera arrangement for ion
beam range monitoring in particle therapy, LMU Munich, 2018
Conference records[6] Silvia Liprandi, Sodai Takyu, Saad Aldawood, Tim Binder, George Dedes, Kei Kamada, Rudolf Lutter, Michael
Mayerhofer, Agnese Miani, Akram Mohammadi, Fumihiko Nishikido, Dennis R. Schaart, Ingrid I. Valencia Lozano, Eiji
Yoshida, Taiga Yamaya, Katia Parodi, Peter G. Thirolf, "Characterization of a Compton camera setup with monolithic
LaBr3(Ce) absorber and segmented GAGG scatter detectors," Conf. Rec. 2017 IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference (NSS/MIC), 2017.
[7] Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Yusuke Okumura, Mikio Suga, Naoki Kawachi, Kei Kamada, Katia Parodi,"Concrete realization of the whole gamma imaging concept," Conf. Rec. 2017 IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference (NSS/MIC), 2017.
[8] Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yusuke Okumura, Mikio Suga, Naoki Kawachi, Kei Kamada, Katia Parodi, Taiga Yamaya,"Detector response modeling for beta+ - gamma emitter imaging of the whole gamma imager," Proceedings of the 5th
NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 74-77, 2018. (Aug. 28, 2018, poster;
Oxide Corp.)
Presentations[9] S. Liprandi, S. Takyu, T. Binder, G. Dedes, K. Kamada, M. Kawula, R. Lutter, F. Nishikido, I. I. Valencia, R. Viegas, T.
Yamaya, K. Parodi, P. G. Thirolf, "Monolithic LaBr3(Ce) absorber and segmented GAGG scatter detectors in a Compton
camera arrangement for medical imaging," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference,
M-20-03. (Nov. 17, 2018, oral; Sydney)[10] H. J. Rutherford, A. Chacon, S. Guatelli, Y. Iwao, H. Tashima, E. Yoshida, F. Nishikido, A. Kitagawa, M. Nitta, S. Takyu,
G. Akamatsu, T. Hofmann, A. Mohammadi, K. Parodi, T. Yamaya, M. - C. Gregoire, A. B. Rozenfeld, M. Safavi-Naeini,"Dose Quantification in Carbon Therapy using In-Beam Positron Emission Tomography," 2018 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M-20-04. (Nov. 17, 2018, oral; Sydney)[11] F. Nishikido, M. Uenomachi, Z. Zhihong, K. Shimazoe, Y. Okumura, E. Yoshida, H. Tashima, K. Parodi, H. Takahashi,
T. Yamaya, "Development of silicon detectors of whole gamma imager for low energy gamma ray measurement," 2018
IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-22-03. (Nov. 17, 2018, oral; Sydney)[12] S. Takyu, E. Yoshida, N. Inadama, F. Nishikido, M. Nitta, K. Kamada, K. Parodi, T. Yamaya, "Development of the 4Layer GAGG DOI Detector for a Scatterer of Compton Camera," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical

30

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Imaging Conference, M-03-034. (Nov. 14, 2018, poster; Sydney)[13] A. Chacon, H. J. Rutherford, A. Mohammadi, T. Yamaya, G. Akamatsu, Y. Iwao, H. Tashima, M. Nitta, S. Takyu, F.
Nishikido, A. Kitagawa, T. Hofmann, M. Pinto, K. Parodi, M. - C. Gregoire, A. B. Rozenfeld, S. Guatelli, M. SafaviNaeini, "Validation of Geant4 Monte Carlo Toolkit Physics Models for Use in Heavy Ion Therapy," 2018 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-03-394. (Nov. 14, 2018, poster; Sydney)[14] Y. Okumura, E. Yoshida, H. Tashima, M. Suga, N. Kawachi, K. Parodi, T. Yamaya, "Sensitivity improvement in 44Sc
whole gamma imaging: simulation study," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference,
M-07-077. (Nov. 15, 2018, poster; Sydney)[15] A. Mohammadi, E. Yoshida, Y. Okumura, M. Nitta, F. Nishikido, A. Kitagawa, K. Kamada, K. Parodi, T. Yamaya,"Compton-PET imaging of 10C for Range Verification of Carbon Ion Therapy," 2018 IEEE Nuclear Science Symposiumand Medical Imaging Conference, M-14-420. (Nov. 16, 2018, poster; Sydney)[16] 田島英朗, 吉田英治, 奥村勇介, 菅幹生, 河地有木, 鎌田圭, Katia Parodi, 山谷泰賀, “新しいコンセプトの装置「Whole
Gamma Imaging」における陽電子・ガンマ線同時放出核種イメージングのための検出器応答関数の提案,” 第 37 回日本医用画像工学会大会 講演予稿集, pp. 102-105, 2018. (筑波大学, OP2-1)[17] Taiga Yamaya, Katia Parodi, “NIRS-IOL Whole Gamma Imaging (WGI) Core,” IOL symposium, 2018 (June 15, 2018;
NIRS).
Organized workshop[18] QST-International Research Initiative (IRI) Whole Gamma Imaging Project, Mini-workshop (June 14, 2018; NIRS)

31

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

44

Sc whole gamma imaging の感度向上法の検討

Sensitivity improvement in 44Sc whole gamma imaging
奥村勇介 QST リサーチアシスタント
Yusuke Okumura, QST Research Assistant
１．はじめに

1. Introduction

Positron emission tomography (PET) は、核医学診断

Positron emission tomography (PET) has high sensitivity,装置の中でも高い感度、空間分解能、定量性を有する

spatialが、撮像可能な核種は陽電子放出核種に限られる。そこ

medicine diagnostic apparatuses, however, nuclides that

で我々は、PET 検出器リングの内側に散乱検出器を追加

can be imaged by PET are limited to positron-emitting

して PET とコンプトンカメラを組み合わせた新しいイメージ

radionuclides. To overcome this issue, we have proposed

ング手法「Whole gamma imaging (WGI)」を提案している

a new concept of whole gamma imaging (WGI), which is a

resolution

andquantitativity

among

nuclearcombined Compton-PET system that inserts a scattering（Figure 1）。WGI はコンプトンイメージングの手法を用いる

detector ring inside a PET detector ring (Figure 1). In

ことで、陽電子放出核種に限らずさまざまな核種をイメー

addition to positron emitters, WGI can visualize various

ジングできる。さらに、 44Sc のように陽電子とほぼ同時に

kinds of gamma-ray emitters based on the Compton

1157 keV のシングルガンマ線を放出する３ガンマ核種を

imaging method. Besides, for triple-gamma emitters such

利用する場合、リアルタイムイメージングの実現可能性をas 44Sc that emits a pair of 511 keV photons and a 1157有する。Figure 1 に示すように、一対の消滅放射線から

keV single gamma-ray almost at the same time, the WGI

特定される同時計数線とシングルガンマ線から特定されhas a potential for direct imaging; the source position willるコンプトンコーンを重ね合わせることで、ごく限られた数

be calculated as an intersection point between a line-of-の壊変から核種の位置を特定できる [1, 2]。

response (LOR) and a Compton cone [1, 2].

2017 年、我々は世界初の WGI プロトタイプの開発に成In 2017, we succeeded in developing the world’s first WGI

功した [3]。しかし、３ガンマイベントの感度が低いことがprototype [3]. However, limited sensitivity for Compton

課題として挙げられた。本稿では、感度を向上できる散乱

imaging degraded the system sensitivity for triple-gamma

検出器をデザインし、性能予測を行ったシミュレーション

emitters. Therefore, here, we simulate the WGI to optimize

研究について報告する。

the scatterer detector for higher sensitivity.

Figure 1

Principle of WGI and a photo of the developed prototype system.

32

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

２．方法

2. Materials and methods

２．１ ３ガンマイメージング

2.1 Triple-gamma imaging

３ガンマイメージングでは、1157 keV のシングルガンマ

For triple-gamma imaging, it is necessary to simultaneously

線からコンプトンコーンを、消滅放射線から同時計数線を

identify the Compton cone from the 1157 keV gamma-ray

同時に特定する必要がある。感度向上のためには、検出

and the LOR from positron annihilation. For sensitivity

器リング数を増やし、体軸方向の撮像視野を拡大するこ

improvement, extension of the axial FOV is the simplestとが最も単純な解決法であるが、この手法は高コストであ

solution, but this is costly. In order to improve the sensitivityる。そこで、検出器数を維持しながら感度を改善するため

while keeping the number of detectors, we increased thethickness of the scatterer for better Compton scatteringに、散乱検出器を厚くして、1157 keV のガンマ線の検出

detection of the 1157 keV gamma-ray. On the other hand,

効率の向上を目指した。一方、散乱検出器を厚くする場

a thick scatterer also increases the detection efficiency of合、散乱検出器における 511 keV の消滅放射線の検出

511 keV photons from positron annihilation. Therefore, we

効率も増加する。そのため Figure 2 に示すように、散乱

improved the triple-gamma detection method in order to

検出器における消滅放射線の検出イベントをイメージング

use the scatterer detection events of 511 keV for triple-に利用するために、３ガンマイベントの検出方法を改良しgamma imaging as shown in Figure 2. Events in the

た。散乱検出器におけるイベントは、付与されたエネルギ

scatterer were identified as positron annihilation andー情報に基づき、消滅放射線の光電吸収と 1157 keV のCompton scattering of the 1157 keV gamma-ray based on

ガンマ線のコンプトン散乱事象とに識別した。

their energy information.

Figure 2(a) Event process flow for triple-gamma imaging. (b) Detection patterns of triple-gamma events. Scatterers(sca.) and absorbers (abs.) can separately form the LOR, so the pair of 511 keV photons have three detection patterns.

Figure 3(a) Illustration of the simulated WGI system. (b) Major specifications of the WGI system.

33

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

２．２ WGI のシミュレーション設定

2.2 Simulated WGI system

Figure 3 に示すように、GEANT4 を用いて、PET リング

Using GEANT4 toolkit, we modeled the WGI geometry, in（GSOZ シンチレータ、直径 66 cm）の内側に散乱検出器

which a scatter ring (GAGG crystals, 20 cm inner diameter)

リング（GAGG シンチレータ、直径 20 cm）を挿入した WGI

was inserted into a PET ring (GSOZ crystals, 66 cm innerを模擬した。従来機では、散乱検出器の厚みは 6 mm で

diameter) as shown in Figure 3. For the prototype,あった。空間分解能の劣化を抑えながら３ガンマイメージ

thickness of the scatterer was 6 mm. In order to improve

ングの感度を向上させるために、我々の過去の研究結果

the sensitivity of triple-gamma imaging and reduce parallax
error, we used 4-layer depth-of-interaction (DOI) detectorsに基づき、4 層 depth of Interaction（DOI）検出器[4]を使based on our previous work [4]. Total thickness of the

用した。散乱検出器の厚みは、6 mm から 18 mm に増加

crystals was increased from 6 mm to 18 mm. We measured

した。44Sc 点線源を視野中心に配置し、３ガンマイメージ

point sources of 44Sc placed at the center of the field-of-

ングの感度を評価した．

view (FOV) and calculated the sensitivity.

３．結果

3. Results

Figure 4 に視野中心における３ガンマイメージングの感

Figure 4 shows sensitivities of triple-gamma events of the

度、および消滅放射線の 3 つの検出パターンの割合を示

6 mm and 18 mm thick scatterers at the center of the FOV,す。提案手法（厚みが 18 mm かつ両リングで消滅放射線

and the ratio of the three patterns of positron detection. Theの検出）の感度は、従来機（厚み 6 mm かつ吸収検出器

sensitivity of the 18 mm scatterer and PET detection in both

リングのみで消滅放射線の検出）の 2.7 倍であった。

rings was 2.7 times more than that of the prototype.

Figure 4

The sensitivities of triple-gamma events of the 6 mm and 18 mm thick scatterers at the center of the FOV,
and the ratio of the three patterns of PET detection.

４．まとめ

4. Conclusion

モンテカルロ・シミュレーションにより、WGI の３ガンマイメー

We focused on sensitivity improvement of the WGI for

ジングの感度向上を目指した。新しい３ガンマ検出法と厚triple-gamma imaging using Monte Carlo simulation. The

さ 18 mm の GAGG を散乱検出器に使用した WGI の感度

sensitivity of the WGI using the 18 mm thick GAGG

は、従来機の 2.7 倍であった。しかし、WGI の感度はまだ

scatterer with the new triple-gamma detection method was

不十分であるため、今後も感度の向上を図る必要があ

2.7 times higher than that of our prototype. However, theる。

sensitivity of the WGI was still low, and we will continue toimprove sensitivity.

34

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Acknowledgements
Collaborators

Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, and Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Mikio Suga (Chiba University)
Naoki Kawachi (Takasaki Advanced Radiation Research Institute, QST)
Katia Parodi (Ludwig-Maximilians Universität, München)

GrantsIEEE NSS-MIC 2018 Trainee Grant (655 AUD)

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35

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Whole gamma imaging 用 4 層 DOI-GAGG 散乱検出器
4-layer DOI GAGG scatterer detector
for whole gamma imaging
田久創大 博士研究員
Sodai Takyu, Postdoctoral Researcher
１．はじめに

1. Introduction

我々は、PET とコンプトンカメラを組み合わせた新しいイ

We have developed the new technology of whole gamma

メージング技術（Whole gamma imaging (WGI)）の開発を

imaging (WGI) [1-2], which combines PET and Compton

行っている[1-2]。通常の PET 検出器（吸収検出器）の内

imaging. A scatterer detector ring is inserted into a側に、コンプトン散乱の検出に特化した散乱検出器リング

conventional PET ring. Since the spatial resolution of Comptonを追加する。コンプトンイメージングの空間分解能は結晶

imaging is determined not only by the crystal size but also by

サイズと検出器のエネルギー分解能によって決まるため、

the energy resolution of the detector, using crystals which aresmall and have a high light output and a large cross section for

小型で発光量が多くコンプトン散乱の断面積が大きいシン

Compton scattering is ideal. In our first prototype (Figure 1 a)),チレータを用いることが望ましい。我々が先行研究で開発

the single-layer scatterer detector, which consisted of

した試作 1 号機 (Figure 1 a))では、0.9 x 0.9 x 6 mm3

Gd3Al2Ga3O12(Ce) (GAGG, C&A Corp.) crystals with the sizeの C&A 製 Gd3Al2Ga3O12(Ce) (GAGG) 結晶と浜松ホトニ

of 0.9 x 0.9 x 6 mm3 and the multi-pixel photon counter (MPPC,

クス製 multi-pixel photon counter (MPPC)によって構成

Hamamatsu) array, did not have enough sensitivity for the

された 1 層の検出器を用いたが、高エネルギー領域に対

detection of high energy photons. In addition, improvement of

する感度が十分ではなかった。加えて、高エネルギー領

energy performance was another issue because the single-

域で MPPC がサチュレーションを起こしてエネルギー特性

layer detector had a degraded energy performance due to theを劣化させることも課題として挙げられた。発光量の多い

MPPC saturation in the high energy range. The GAGG crystals

GAGG を使用したことも、MPPC のサチュレーションを起こwith high light output might easily cause the MPPC saturation.

しやすくさせていたと考えられる。

Therefore, depth of interaction (DOI) information using the light

そこで、我々の独自技術である光分配方式を用いた

sharing method [3] was considered to be an essential

depth of interaction (DOI)情報の利用[3]が、空間分解

technology to improve sensitivity and energy performance

能を保ちつつ感度とエネルギー特性を向上させる有力な

without degradation of the spatial resolution. We changed the
crystals to a four-layered DOI crystal block, based on our

方法であると考えた。18 mm 厚さ(各層 4.5 mm)の GAGG

preliminary simulation where the 18 mm thick GAGG (i.e., fourを用いた場合、6 mm 厚さの GAGG と比較して 2.7 倍感layers each with a 4.5 mm thickness) showed 2.7 times higher

度が向上するというシミュレーション結果[4] （前頁の奥sensitivity than the 6 mm thick GAGG [4] (reported by

村の報告を参照）に基づき、4 層 DOI 結晶ブロックを製作

Okumura elsewhere on this website).

した。
In the research described here, we investigated energy

本報告では、4 層 DOI GAGG 検出器と試作 1 号機用検characterization of the DOI detector and compared it with that

出器のエネルギー特性の比較結果を述べる。

of the single-layer scatterer detector in our first prototype.

２．材料と方法

2. Material and Methods

我々が DOI 弁別のために開発した反射材挿入方法[3]We arranged a 14 x 14 x 4-layered GAGG crystal block for DOI

3に基づき、1.45 x 1.45 x 4.5 mm の C&A 製 GAGG シン

capability (Figure 1 b)) on the basis of the light sharing method

チレータを、14 x 14 x 4 層に配列した(Figure 1 b))。検[3]. In this arrangement, the crystals are 1.45 x 1.45 x 4.5 mm3出素子には抵抗チェーン内蔵 MPPC アレイモジュール

in size and are placed on the MPPC array module with theresistor network (S13361-3050AE-08, MPPC: 3 x 3 mm2, 8 x 836

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research（S13361-3050AE-08, MPPC 素子サイズ: 3 x 3 mm2,

array, pixel size of 50 x 50 μm2) as shown in Figure 1 c). For

8 x 8 配列, サブピクセルサイズ: 50 x 50 μm ）を用いた

optical coupling to the MPPC surface, an optical plate-like(Fig. 1 c))。MPPC 表面との結合には、信越シリコン製 RTV

sheet (RTV sheet) about 0.1 mm thick was used; this sheet

ゴム(KE420)を薄く伸ばした約 0.1 mm 厚さの光学シート

was made by thinly extending RTV rubber (KE420, Shin-Etsu(RTV sheet)を用いた。

Silicon, Japan).

2

In the central part of the GAGG crystal block, we investigated

GAGG 結晶ブロックの中央部の結晶において、結晶識

crystal identification capability, dynamic range (pulse linearity

別能、ダイナミックレンジ（パルスリニアリティ曲線）、202,

curve) and energy resolution at four gamma ray energies (202,307, 511, 662 keV に対する各層におけるエネルギー分

307, 511 and 662 keV). Output signals were digitized by NIM

解能を調べた。データ収集系には NIM・CAMAC システム

modules and CAMAC DAQ system.

を用いた。

Figure 1

A photo of the first prototype (a), the four-layer GAGG crystal block (b) and the MPPC array module (c).

３．結果と考察

3. Results and Discussion

中央部結晶の大部分は、結晶応答が明確に分かれて

In the central area, all crystals in four layers could be clearly

いた(Fig. 2 a))。パルスリニアリティについては、光の広がり

identified (Figure 2 a)). The DOI detector showed better pulseを調べるため 2 種類の厚みの RTV シートを試した 1 層

linearity (Figure 2 b)) than the single-layer scatterer detectors

GAGG 検出器と比較して、4 層 DOI GAGG 検出器が最もwhich used two different thicknesses of the RTV sheet to

良好な性能を示した(Figure 2 b))。光分配方式を用いた

investigate the effect of diffusion of the scintillation light in the

ことで MPPC 表面に届くまでにシンチレーション光が広がfirst prototype. We presumed that the scintillation light reaching
the MPPC surface was diffused and the effect of MPPC

り、MPPC のサチュレーションの影響が低減されたと考え

saturation was reduced by using the light sharing method.

る。

Energy resolutions at 202, 307, 511 and 662 keV were 15.6%,

202, 307, 511, 662 keV におけるエネルギー分解能

12.4%, 9.9% and 8.8%, respectively (Figure 2 c)). These

は、それぞれ 15.6%, 12.4%, 9.1%, 8.8%であった(Figure 2

values were comparable with those of the single-layer detectorc))。試作 1 号機の検出器と同等または若干良い結果(10.1% at 511 keV and 9.1% at 662 keV). Variation of energy(10.1%@511 keV and 9.1%@662 keV)が得られた。各層

resolution in each layer was small.

のばらつきは小さかった。

４．まとめ

4. Conclusion

製作した 4 層 DOI GAGG 検出器は、試作 1 号機の検We confirmed the DOI detector had a smaller effect from the

出器よりも MPPC のサチュレーションの影響が小さく、次のMPPC saturation than the single-layer scatterer detector and

WGI 試作機に利用可能なエネルギー特性を持つことを確

there was adequate energy characterization for application to

認した。

the next WGI system.

37

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 2

An obtained position map and the region of interest (ROI) setting area (pink circles) (a), the relationship ofgamma ray energy and averaged pulse height between the DOI detector and the single-layer detectors (b) and overall
energy spectra after saturation correction in the central area (c).

Acknowledgements
Collaborators

Eiji Yoshida, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Munetaka Nitta, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Kei Kamada (C&A Corporation, Sendai)
Katia Parodi (Ludwig-Maximilians Universität München, Munich, Germany)

Grants

JSPS KAKENHI 17K18378

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Okumura Y, Yoshida E, Tashima H, et al.: Sensitivity improvement in 44Sc whole gamma imaging: simulation study,
2018 IEEE NSS&MIC, M-07-077.

38

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

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

1. Introduction

PET や SPECT 等の核医学診断装置用のガンマ線検出

Generally, scintillation detectors consisting of scintillators

器には、シンチレータと光センサからなるシンチレーション

and photo detectors are used as detectors of imaging

検出器が一般的に使用される。数百 keV のエネルギーを

modalities such as PET and SPECT. The reason is that the持つガンマ線を効率良く全吸収させるためには、高い原

scintillator has high atomic number and density to detect

子番号・密度を持つ物質を用いる必要があるためであgamma rays efficiently which have energies of several

る。

hundred keV.

一方で、ガンマ線のエネルギーを全て吸収する必要の無い検出器や荷電粒子の計測には、半導体を用いた検出器で直接放射線検出を行うほうが良い場合もある。例
えばコンプトンカメラの吸収検出器には、コンプトン散乱の

On

the

other

hand,

semiconductor

detectorshavesometimes been used to measure a portion of the gamma rayenergy and charged particles. In the case of the Compton
camera, silicon (Si) detectors used as scatterers can improve
imaging performance due to their high efficiency of Compton

確率が高くエネルギー分解能の高いシリコン検出器を用

scattering and high energy resolution of the Si detector. In the

いることでイメージング性能の改善が期待できる。また、粒case of detectors for dosimetry of hadron therapy, thinner

子線治療のモニタ用検出器には、治療用ビーム自身のdetectors (e.g. semiconductor detectors) are better to reduce

エネルギーに影響が少ないように薄い検出器のほうが適

energy deposition of the beams for therapy in the detectors.

している。
From that perspective, we are investigating and developing a

そこで我々は、シリコンを用いたガンマ線検出器や有機gamma ray detector using Si and a detector for dosimetry of

半導体を用いた炭素線治療用の線量計の開発を行ってcarbon therapy. Here, we introduce their research andいる。

development.

２．WGI 用シリコン検出器の開発

2. Silicon detector for WGI scatterer

我々は、PET とコンプトンイメージングを組み合わせるこ

Whole gamma imaging (WGI) is our concept to combineとで全てのガンマ線を用いたイメージングを行う、Whole

PET imaging and Compton imaging so as to utilize all

gamma imaging (WGI)装置の開発を進めている。Figure

measured gamma rays for imaging. Previously, we

1 に示す通り、WGI 装置は既存の PET 内に散乱検出器をdeveloped the first WGI prototype, in which an additional

挿入することで、511keV の消滅放射線だけでなく、散乱

scatterer detector ring was inserted in the bore of a PET

検出器と PET 検出器(吸収検出器)の組み合わせでコン

ring [1]. The PET detectors were used not only for PET

プトンイメージングも同時に行う。現在までに WGI 試作器の開発を行い、点線源のイメージングに成功している[1]。

measurement but also as an absorber in the Compton
imaging as shown in Figure 1. As a result, we succeeded
in imaging a point source with our WGI protype.

試作機では、吸収検出器として GSO を用いたシンチレーション検出器、散乱検出器として GAGG を用いたシンチ

The prototype WGI system used GSO scintillation
detectors for the absorber and GAGG scintillation

レーション検出器を用いている。一方で GAGG 検出器でdetectors for the scatterer. However, the energy resolution

は十分なエネルギー分解能が得られておらず、コンプトン

of the scatterer was much worse than the best energy

39

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

イメージングの(特に低エネルギー帯での)性能に限界がresolution which has been reported for GAGG, and theあると考えられる。

limitedenergyresolution

resultedindegraded

performance of the Compton imaging, especially in the low

そこで、我々は、シリコン検出器を用いた散乱検出器のenergy region.

開発を進めている。シリコンは GAGG と比較すると密度が低いが、エネルギー分解能が優れているため、特に低エ

As an alternative approach, we investigated the use of a

ネルギーガンマ線に対する性能向上が期待できる。本稿

silicon (Si) detector for the scatterer. Although the density

では現在開発を進め てい るシリコン検出器の 概要と 、GEANT4 を用いたシミュレーションについて報告する。

of Si is much smaller than that of GAGG, potentially goodenergy resolution of Si may work well especially for lower
energy gamma-rays. Here, we report Geant4 simulation
results based on our initial development of the Si detector.

Figure 1

Concept of the whole gamma imaging

２．１ WGI 用シリコン検出器
両面ストリップ型のシリコン検出器(DSSD)とフロントエンド回路の開発を進めており、現在はその性能の評価を行っているところである。Figure 2 に作製した WGI 用シリコン検出器の写真を示す。DSSD のチップのサイズは 45.5 mm
× 45.5 mm であり、そのうち有感領域は 43.2 mm × 43.2mm となっている。ストリップ幅は 900μm であり、片面のストリップの数は 48 チャンネルとなっている。DSSD の厚さは600μm である。DSSD のチップは 48ch のプリアンプとtime-over-threshold 回路の機能を持つ ASIC 回路に接続されている[2]。

２．２ GEANT4 シミュレーション

Figure 2

Photograph of the silicon detector for WGI

2.1 Silicon detector for WGI
We already constructed and are evaluating the
double-sided strip silicon detector (DSSD) andfrontend circuits. Figure 2 shows photographs of the
Si detector for WGI. The total chip size of the DSSD
is 45.5 mm × 45.5 mm. The size of an active area is43.2 mm × 43.2 mm. Strip pitch is 900 μm.
Therefore, the number of strips is 48 channels foreach side. The thickness of the DSSD chip is 600
μm. The DSSD chips are connected to the readout
circuit board with two ASIC chips which contain 48
channel pre-amplifiers and time-over-thresholdcircuits [2].
2.2 GEANT4 simulation

シリコン検出器を散乱検出器として用いた WGI 装置

In order to estimate performance of the WGI using the Si(Si+GSO WGI)の性能を見積もるために、GEANT4 シミュレ

scatterer, we compared performances between the 1stーション[3]を用いて WGI 試作器 (GAGG+GSO WGI)との

WGI prototype (GAGG+GSO WGI) and the WGI with Si

性能の比較を行った。Figure 3 と表 1 にシミュレーション

scatterer (Si+GSO WGI) by Geant4 simulation [3].

条件を示す。PET 装置(吸収検出器)は 1 周 24 個の検出

Simulation geometries are shown in Figure 3 and Table 1.

器リングが 4 リング並べられている。検出器は 1.9 mm ×
1.9 mm × 4.0 mm の GSO 結晶が 16 × 16 × 4 層のアレイを使用している。GAGG+GSO WGI では散乱検出器とThe PET scanner (e.g. absorber) consisted of 4 rings of 24
PET detectors. Each PET detector consisted of a 16 × 16
× 4-layer array of GSO crystals (1.9 mm × 1.9 mm × 4.0
mm).

40

The diameter of the PET ring was 66 cm. The

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

して 16 × 16 × 1 の GAGG 結晶アレイを用い、20 検出

scatterers of the GAGG+GSO WGI consisted of a 16 × 16

器×2 リングで構成されている。Si+GSO WGI で用いられ

× 1-layer array of GAGG crystals. The 20 scatterers wereているシリコン検出器は前述した開発中のシリコン検出器

arranged in a ring structure and the number of rings was 2.

と同じである。有感領域の厚みを GAGG 検出器と同じに

The simulation parameters of the Si detector of theするために、シリコン検出器は 10 枚重ねられている。

Si+GSO WGI for the simulation were the same as those of

Si+GSO WGI は 10 検出器×1 リングで構成されている。

the Si chip which we are developing. The 10 Si chips were

結果として、有感領域の全体積は GAGG+GSO WGI の吸収検出器とほぼ同じになっている。シミュレーションでは点線源を視野中心に置き、そこから 320 keV、511 keV、および 1157 keV のエネルギーを持つガンマ線を発生させ評価を行った。

stacked to obtain the same thickness as the scatterers of
the GAGG+GSO WGI. The 10 Si scatterers were also
arranged in a ring structure and the number of rings was 1.
Therefore, the total volumes of both scatterers were
almost the same. A point source was located at the centerof the detector rings. Three gamma-ray energies (320, 511
and 1157 keV) were used in the simulations.

(a) GAGG+GSO WGI(b) Si+GSO WGIFigure 3 Simulated geometries.

Table 1 Parameters of the scatterer detectors used in the simulation

２．３ 結果2.3 Results

Figure 4 に Si+GSO WGI と GAGG+GSO WGI のそれぞFigures 4 a) and b) show simulated angular resolutions

れについての、角度分解能と感度のシミュレーション結果

and sensitivities of the Si+GSO and GAGG+GSO WGIを示す。角度分解能は、全てのエネルギーに対して

system for each gamma-ray energy. Regarding the

Si+GSO WGI のほうが良い結果が得られた。感度についangular resolution, the Si+GSO WGI achieved betterては、1157keV のエネルギーの高いガンマ線に対して

performance values than the GAGG+GSO WGI for all

は、GAGG+GSO WGI のほうが 2 倍程度良い値が得られenergy gamma-rays. Although the sensitivity of theている。一方で 320keV の低いエネルギーでは、Si+GSO
WGI のほうが高い感度が得られている。シリコンは原子番号が小さく、低エネルギーのガンマ線がコンプトン散乱を起こす確率が高いためである。これらの結果からシリコン

Si+GSO WGI was ~2 times lower than that of the
GAGG+GSO WGI for 1157 gamma-rays, higher sensitivity
was achieved for 320 keV gamma-rays due to the highfraction of the Compton scattering caused by the low
effective atomic number of silicon. We can conclude that

検出器を用いることで、低エネルギーガンマ線に対しての

the performance of the WGI can be improved using the Si

性能の向上が可能であると結論出来る。

scatterers for low energy gamma-rays.

41

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research(a) Angular resolution(b) Sensitivity

Figure 4 Angular resolutions and sensitivities of the Si+GSO and GAGG+GSO WGI system for each gamma ray energy.

３．有機半導体を用いた炭素線治療用放射線検出器

3. Organic semiconductor detector for dosimeterof carbon therapy

有機半導体を用いた放射線検出器は、炭素線治療にOrganic

semiconductors

have

some

attractive

おける線量計として様々な利点を持っている。例えば、非advantages as a radiation detector used in carbon therapy.

常に薄くフレキシブルな検出器が作成可能、安価である、

For example, they are thinner, more flexible and less

生体等価物質で構成されているなどである。有機半導体

expensive and they consisted of human equivalentの放射線検出器応用に関する報告はまだ少なく、殆どがmaterials.

低エネルギーのα、β、X 線など直接計測についてである。また、我々もプラスチックシンチレータと有機半導体光センサからなるシンチレーション検出器を用いた X 線計測の研究を進めてきた[4][5]。一方で有機半導体を用いた重粒子線の直接計測についての研究は殆どなされてい

There

are

some

reportsabout

directmeasurements low energy α-rays, β-rays and X-rays with
the OPD detector. In addition, we have also developed an
x-ray detector which consisted of a plastic scintillator andan organic detector working as a photo detector [4][5].
However, direct measurements of heavy ions in the highenergy region have not been investigated in detail.

ない。そこで、我々は有機半導体の炭素線に対する応答

Therefore, we are investigating a radiation detector forの研究を進めている。

carbon beam irradiation with organic semiconductors.

過去の研究では、有機素材として P3HT:PCBM を用い

Previously, we used organic photodiode (P3HT:PCBM) asていた。しかしながら、素子構造の問題から素子に電圧をan organic material. However, it is difficult to apply bias

かけることが困難であった。そこで、本研究では有機素子

voltage due to the structure of the detector. In this report,

を（バイアス電圧をかけることが容易な）ルブレン単結晶を

we constructed the radiation detector with another organic

用いることとした。本報告ではその詳細と、評価結果につmaterial (rubrene single crystal) and evaluated its

いて述べる。

performance for carbon beam irradiation.

３．１ 実験方法

3.1 Material and method

有機半導体としてルブレン単結晶 (5,6,11,12-テトラフ

Rubrene(5,6,11,12--tetraphenylnaphthacene)

singleェニルナフタセン)を用いた。素子の作成にはcrystal was used in an experiment as an organic

PVT(Physical vapor transport) 法 を 用 い 、 サ イ ズ が 約

semiconductor. The rubrene crystal was fabricated by PVT

200 μm × 70 μm、厚さが 1 μm 以下の単結晶を(physical vapor transport). The size of the rubrene crystal

作成した。ルブレン単結晶の両側に電極に取り付け、バイ
アス電圧の付加・出力信号の取り出しを行った。

was 200 μm × 70 μm and it was thinner than 1μm.
Electrodes for signal readout and bias voltage application
were connected to both sides of the crystal.

42

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

実験は放医研の重粒子加速器である HIMAC の物理コ

The measurements were performed in the PH2 course ofースを用いて行った。Figure 5 にセットアップを示す。炭素

HIMAC at NIRS (Figure 5). The rubrene single crystal was

線は、入射粒子数の校正用に使用される電離箱を通っ

irradiated by the

た後、ルブレン単結晶に入射する。炭素線のエネルギー

ionization chamber to normalize the number of irradiatedは 290MeV/n 、 ビ ー ム 強 度 は 108 particle perparticles. The energy of the 12C beam was 290 MeV/u. The

second(pps)と設定した。炭素線照射によってルブレン単結晶内に生成される電荷を 0.1 毎に記録を行った。ブラッグカーブの測定ではアクリルブロックをルブレン単結晶の前に置き、その厚さを変えながら測定を行った。

12C

beam that passed through an

intensity of the carbon beam was 108 particles per second(pps). Induced charges of the rubrene single crystal wererecorded

at

0.1-s

intervals.

In

the

Bragg

curve

measurement, acryl blocks having various thicknesses
were put between the ionization chamber and the rubrene
single crystal detector to change incident energy.

Figure 5 Experimental setup of the evaluation of the rubrene single crystal in HIMAC.

３．２ 結果Figure 6 に電離箱（上）とルブレン単結晶(下)で 0.1 秒毎に得られた収集電荷量を示す。図からわかる通り、
HIMAC の 3.3 秒のビームスピル構造が明瞭に観察可能である。また、ビームの入射が無い部分の出力電荷はルブ
レン結晶の暗電流の成分であるが、十分に小さくデータ収集への影響は見られなかった。
Figure 7 にルブレン単結晶、過去に開発を行った有機フォトダ イオード検出器(P3HT)と比較のため の電離箱
(cross monitor)に対して得られたブラッグカーブを示す。
ルブレン単結晶についてはバイアス電圧を変化させながら測定を行った。データは、深さが 120mm のデータで規格化されている。高 LET 領域であるブラッグピーク付近(139mm 付近)では、P3HT 検出器より高い出力が得られており、性能が改善している。一方で電離箱と比較してみると、ルブレン結晶からの出力はまだ低く、高 LET 領域で飽和しており、改良の必要があるといえる。
今後は電極間距離や配置、取り付け方法などの最適化を行い、ルブレン単結晶をもちいた検出器の性能の改善を目指していく。

3.2 Result
Figure 6 shows collected charges in the ionizationchamber (top) and the rubrene single crystal (bottom)
obtained during each 0.1-s period. Beam spill structure of
the 3.3 s cycle could be clearly observed. Although thecollected charges of the rubrene crystal between eachbeam extraction were the dark current component, thedark current component was sufficiently small and did noteffect on data collection.
Figure 7 shows the Bragg curves measured with therubrene crystals changing the bias voltages, and using anorganic photodiode detector of P3HT that we previously
developed and a reference ionization chamber (Cross
Monitor). All data were normalized at 120 mm. The outputof the rubrene crystal was higher than that of the P3HT
detector and it means that the performance was improved
around the Bragg peak which was in the high LET region.
However, compared with the reference ionizationchamber, the results of the rubrene crystals weresaturated in the high LET region.
In the future, we will optimize distance, position andcontact method of the electrodes to improve theperformance of the rubrene crystal detector.

43

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 6 Collected charges of ionization chamber andFigure 7 Bragg curves obtained by the rubrene, P3HT and crossrubrene detector.

４．まとめ

monitor (ionization chamber).

4. Summary

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

In this paper, we introduced about the performance of the
WGI with the Si scatterer by the simulation anddevelopment of the organic semiconductor dosimeter forthe carbon therapy. In the future, we will develop andimprove the Si detector for WGI and the organic
semiconductor detector for carbon therapy.

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

Grants

JSPS KAKENHI 16K21637, 16H02641

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44

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

光工学に基づく医用放射線イメージング：
DOI-ＰＥＴ検出器の高分解能化と RI ビームの光学撮像化
Medical radiation imaging based on optical engineering:
improving spatial resolution of DOI-PET detectors andoptical imaging of RI beams
カン ハンギュ 研究員
Han Gyu Kang, Researcher
１．はじめに

1. Introduction

PET (Positron Emission Tomography) は、標識放射

Positron emission tomography (PET) is a powerfulmolecular imaging modality for the diagnosis of humandiseases by using a targeted radiopharmaceutical. For new
drug discovery and understanding of the diseasemechanism, small animal PET has been playing animportant role. However, the conventional commercial
small animal PET has a poor spatial resolution of 1 to 2
mm, and there is a gap between the PET detectors which
limits getting high-resolution and high-sensitivity imaging.
In order to overcome those limitations, we proposed a novel
trapezoid geometry small animal PET detector concept byusing the sub-surface laser engraving (SSLE) technique[1]. Here, we present the initial results obtained for thenovel depth-of-interaction (DOI) PET detectors for highresolution and high-sensitivity small animal PET imaging,which were based on optical engineering of the scintillation
light. In addition, as another application of opticalengineering for medical radiation imaging, we report the
optical imaging results of radioactive ion beams using a
CCD camera in HIMAC [5].

性薬剤を用いて病気の診断を行う分子イメージング法である。新薬の開発と疾患の発生メカニズムの理解のために、小動物用 PET はこれまで重要な役割を果たしてきた。しかし、従来の市販の小動物用 PET の空間分解能は1〜2 mm と十分ではなく、また高解像度と高感度の両立を制限する検出器間ギャップがあった。これらの制限を克
服 す る た め に 、 我 々 は SSLE （ sub-surface laser
engraving）技術を使用した、台形状の小動物用 PET 検出器を提案した [1]。本報告書では、高解像度と高感度を両立する小動物用 PET 実現のための DOI (Depth ofInteraction）検出器について、シンチレーション光の光工学に着目した初期の研究成果を報告する。さらに医用放射線イメージングのための光学技術の応用例として、
HIMAC [5]で CCD カメラを使用して得られた放射性イオン(RI)ビームの光学撮像結果について報告する。

２．台形型 DOI PET 用検出器

2. Trapezoid geometry DOI PET detector

小動物用 PET は、新薬開発のために不可欠な情報でSmall animal PET can provide the 3D distribution ofあるマウス体内の放射性薬剤分布の経時変化を三次元

radiopharmaceuticals in a living mouse as a function of time

的に画像化可能である。従来の臨床 PET 装置は検出器

which is essential information for the evaluation of new

ブロックの間にギャップを持つため感度の損失がある。こdrugs. Conventional preclinical PET systems have a gapのギャップによる感度損失は台形状のシンチレータを使

between the detector blocks which results in a sensitivity

用して最小限に抑えることができるが、複雑な形状はコス

loss. The gap can be minimized by using a trapezoid shape
crystal; however, the manufacturing for such a complex

ト高につながる恐れがある[2]。そこで本研究では、低コス

shape is costly [2]. We employed a SSLE technique to

トで高解像度と高感度を両立する台形状 DOI PET 検出

develop a cost-effective high-resolution and high-sensitivity器を開発するために SSLE 技術を用いた。ここでは、レー

trapezoid geometry DOI PET detector. Here, we report our

ザー加工を施した台形状 DOI PET 検出器の初期結果を

initial results for the laser processed trapezoid geometry

報告する。

DOI PET detector.

45

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 1 The proposed trapezoid shape small animal PET geometry (a),SSLE processed trapezoid LYSO crystal (b),and photo of the dual-ended readout detector with the trapezoid LYSO crystal (c).

２．１ 方法2.1 Method

本研究で提案した小動物用 DOI PET プロトタイプは内The proposed trapezoid geometry small animal DOI
PET prototype has an inner diameter of 60 mm, andaxial field-of-view (FOV) of 12 mm (Figure 1). The gap
between the LYSO crystals was minimized to be 2.52
mm to increase the sensitivity. A 20 mm longmonolithic LYSO plate was pixelized into a 15×1 arrayby using the SSLE technique with pixel pitches of 1.02
mm and 1.707 mm at the top and bottom surfaces,
respectively. The LYSO in the DOI direction kept as
continuous without SSLE processing. The three
SSLE-processed LYSO crystal plates were assembled
together and optically isolated using an enhanced
specular reflector (ESR) to make a 15 × 3 array, andthen coupled to the SiPMs using RTV light guides.

径が 60 mm であり、体軸方向視野が 12 mm である（Figure 1）。 LYSO 結晶同士の間隔は、感度を高めるために 2.52 mm と最小化した。 SSLE 技術を使用して、20mm の厚さのモノリシック LYSO を 15 x 1 アレイでピクセル化した。上部と下部の表面での結晶ピッチはそれぞれ
1.02 mm と 1.707 mm である。一方 DOI 方向には SSLE
処理をしていないため、結晶は光学的に連続である。
SSLE 処理された 3 つの LYSO 結晶を enhanced specularreflector（ESR）フィルムを利用して光学的に分離し 15×
3 のアレイを製作した。SiPM との結合には RTV ライトガイドを使用した。
22

Na 点線源を使用して LYSO アレイに 511keV 光子を

A 22Na point source was used to irradiate 511 keV
photons to the LYSO array. The scintillation light fromthe top and bottom surfaces of the trapezoid LYSO
crystal was read out by a 7×6 array SiPM (pitch=2.4mm), and an 8×4 array SiPM (pitch=3.2 mm),
respectively. The SiPM anode signals were
multiplexed into the four positional signals by using a
resistive network while a common cathode signal wasused for a trigger signal. The analog positional signalsof the SiPMs were digitized using CAMAC DAQ.

照射した。台形状 LYSO 結晶で生じたシンチレーション光
は、上面は 7×6 アレイの SiPM（ピッチ= 2.4 ㎜）で、底面は 8×4 アレイの SiPM（ピッチ=3.2 ㎜）で読み出しを行った。 SiPM のアノード信号は抵抗チェーン回路を使用して 4 つの位置信号に減少させ、トリガ信号にはコモンカソ
ード信号を使用した 。 SiPM のアナログ位置信号は、
CAMAC DAQ を使用してデジタル化した。
DOI 分解能を評価するため、コリメートした 511 keV 光

In order to evaluate the DOI resolution, collimated 511
keV photons were irradiated to the LYSO crystal (leadslit width=1.2 mm) for different DOI positions (2, 6, 10,14, and, 18 mm). The DOI resolution was calculated
by using the signal amplitude ratio of the two SiPMs.

子（鉛スリット幅= 1.2 mm）を複数の位置（DOI 深さ= 2、6、10、14、18 mm）で照射した。 DOI 分解能は２つのSiPM 信号の振幅比を用いて計算した。

46

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

２．２ 結果2.2 Results

SiPM アレイの sum 信号（Front + Back）のエネルギー

The energy resolution of the sum signal (Front + Back)

分解能は 25.0％だった（Figure 2）。DOI 分解能は 3.5mm

was measured to be 25.0% (Figure 2). The DOIと評価された。すべての 15x3 LYSO 結晶は、底面(Back)resolution was estimated to be 3.5 mm. All the 15×3の SiPM の二次元ポジションマップで明確に判別可能だっ

LYSO crystal pixels could be resolved clearly on the

た。

2D flood map of the back SiPM.

Figure 2 The energy spectrum (a), DOI ratio histogram (b), and flood map of the back SiPM array (c).

２．３ 考察2.3 Discussion

我々は、SSLE 技術に基づく台形型 DOI PET 検出器のWe successfully demonstrated the feasibility of the SSLE-

原理検証に成功した。 SSLE 技術を利用して、低コストのbased trapezoid geometry DOI PET detector. A cost-

台形状の両面読み出し型小動物用 DOI PET 検出器を開effective trapezoid geometry crystal-based dual-ended

発した。今後は空間分解能を向上させるため、結晶サイ

readout small animal DOI PET detector was developed

ズと SiPM の読み出しの構成を最適化する予定である。

using the SSLE technique. We will further optimize the

我々は、今後開発予定の SSLE 技術を用いた高解像度

crystal dimensions and SiPM readout configuration to
improve the spatial resolution. We expect that a prototypeと高感度を両立する台形状小動物 DOI PET 装置のプロト

high-resolution and high-sensitivity trapezoid geometry

タイプが、様々な臨床分子イメージング研究のために利

small animal DOI PET using the SSLE technique will be

用されることを期待している。

developed for various preclinical molecular imaging
research studies.

Figure 3 Staggered small animal PET geometry (a), staggered 3-layer DOI PET detector design (b), and the photo of thestaggered 3-layer DOI PET detector (c).

47

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

３．結晶ピッチ 1 mm のスタガー型 3 層 DOI PET 検出器

3. Staggered 3-layer DOI PET detector with 1 mmcrystal pitch

両面読み出し方式の小動物用 PET 検出器は優れた

A dual-ended readout configuration-based small animal

DOI 分解能を実現可能であるが[3]、SiPM とデータ収集系

PET detector can provide excellent DOI resolution [3],のチャンネル数が 2 倍に増えるため、結果的にコスト高に

however, it requires twice the number of SiPM photo-

つながってしまう。この問題を解決するため、片面読み出

sensors and DAQ channels which eventually results in high

しの DOI PET 検出器の実現性に関する多くの研究が行わ

manufacturing costs. In order to solve this issue, many

れており、3～4 mm の DOI 分解能が達成されている[1、researchers have investigated the feasibility of a singleended readout-based DOI PET detector, and achieved 3 to4]。しかし結晶ピッチは 1.3 mm 以上であったため、サブミ

4 mm DOI resolution [1, 4]. However, the crystal pitch was

リの高分解能小動物用 PET 装置には適していなかった。

larger than 1.3 mm which is not appropriate for sub-

そこで、高解像度の小動物イメージングのために 1 mm ピ

millimeter high-resolution small animal PET imaging. Here

ッチの結晶を用いた片面読み出しのスタガー型 3 層 DOI

we develop a single-ended readout configuration-based

PET 検出器を開発した。

staggered 3-layer DOI PET detector with 1 mm crystal pitchfor high-resolution small animal imaging.

３．１ 方法3.1 Method

本研究で提案されたスタガー型 3 層 DOI PET のプロト

The proposed staggered 3-layer DOI PET prototype has an

タイプは、内径 52 mm、軸方向視野（FOV）が 11 mm で

inner diameter of 52 mm, and axial field-of-view (FOV) ofある（Figure 3）。本検出器は、3 層のスタガー形状の11 mm (Figure 3). The single-ended DOI PET detector

LYSO 結晶アレイ、1 mm 厚のアクリルガイド、ピクセルピッ

consists of three-layer staggered LYSO crystal arrays, an

チ 3.2 mm の 4×4 SiPM（浜松ホトニクス製、S13360-

acrylic light guide with a thickness of 1 mm, and 4×4 SiPM

3050NE-04）アレイで構成される。 LYSO 結晶のサイズ(Hamamatsu, S13360-3050NE-04, Japan) array with apixel pitch of 3.2 mm. The LYSO crystal has dimensions ofは 0.9×0.9×5.0 mm3 であり、1mm ピッチで並んでいる。

0.9 × 0.9 × 5.0 mm3 with a pitch of 1 mm. The 1st (10 × 9),

DOI 1 層目は 10×9 のアレイ、２層目は 10×10 のアレ

the 2nd (10 × 10), and the 3rd (11 × 11) LYSO layers are

イ、３層目は 11×11 のアレイとなっており、二次元ポジシ

stacked with a staggered configuration to provide DOIョンマップで DOI 情報が取得できるようスタガー状に積層

information in the 2D flood map. The performance of the

されている。本検出器の性能は、２種類の反射材（ESR とPET detector module was evaluated with different

BaSO4）を用いて評価した。22Na 線源を用いて 511 keV

reflectors (ESR and BaSO4). A 22Na source was used to

光子を照射した。16 個の SiPM 出力信号は、抵抗チェー

irradiate 511 keV photons to the detector module. The

ン回路を介して 4 つの信号に減少した後、CAMAC DAQ

sixteen SiPM output signals were multiplexed using a

でデジタル化した。

resistive network, and then digitized by CAMAC DAQ.

Figure 4

The staggered 3-layer DOI configuration (a), the 2D flood maps with ESR (b), and BaSO4 reflector (c).

48

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

３．２ 結果3.2 Results

ESR 反射材と比較して、BaSO4 反射材の方がより良い

The BaSO4 reflector resulted in better crystal identification

結晶弁別性能を示した（Figure 4）。しかし BaSO4 を用い

for the three-layer staggered LYSO crystal arrays as

た場合のエネルギー分解能は 38.8％であり、ESR を用い

compared to the ESR (Figure 4). However, the energy

た場合（20.3％）よりも悪かった。

resolution with BaSO4 (38.8%) was worse than that of the
ESR (20.3%).

３．３ 考察3.3 Discussion

我々は、1 mm の結晶ピッチと 15 mm の厚さの片面読We successfully developed the single-ended readout

み出し方式の３層 DOI PET 検出器の開発に成功した。

staggered three-layer DOI PET detector with a 1 mm

BaSO4 反射材を使用することで、すべての結晶を明確に

crystal pitch and total thickness of 15 mm. All the crystals

区別することができた。今後は３層 DOI 小動物用 PET 装

could be resolved clearly by using BaSO4 reflector. In the

置のプロトタイプを開発する。

future, we will develop a prototype staggered 3-layer small
animal DOI PET scanner.

４．光学撮像を用いた HIMAC RI ビームの飛程測定

4. Optical imaging of radioactive ion (RI) beams
in HIMAC for range measurement

光学撮像（イメージング）技術は、重イオンビームの飛Optical imaging is a promising technique for a precise

程の正確な測定のために有望な技術である[5]。しかし、

measurement of the heavy ion beam range [5]. However,

その実現性はまだ十分に研究されていない。ここでは、

the feasibility of optical imaging for radioactive ion (RI)

HIMAC において CCD カメラを使用して得られた C-11 とbeams has not been explored yet. Here, we present the first

O-15 イオンの RI ビームの光学撮像の初期結果を報告す

optical imaging results for radioactive ion beams such asる。

C-11 and O-15 ions obtained using a CCD camera in
HIMAC.

４．１ 方法4.1 Method

C-11 と O-15 のイオンビームをアクリルファントム（10An acrylic phantom (10 × 10 × 10 cm3) was irradiated by C-

3

×10×10 cm ）にそれぞれ 30 分間と 8 分間照射し、-11 and O-15 ion beams for 30 min and 8 min, respectively.

5℃に冷却された CCD カメラ（Bitran 製、BS-40L、日本）

In order to obtain the luminescence and Cerenkov images,を用いてルミネッセンス光とチェレンコフ光の光学撮像画

an optical system which consisted of a lens a CCD camera

像を取得した。ブラッグピークの位置を 50 mm 未満に調(Bitran, BS-40L, Japan) cooled down to -5ºC was used.

整するため、C-11 イオンビームと O-15 イオンビームに

The PMMA range shifter thicknesses of 120 mm and 25
mm were used for C-11 ion and O-15 ion beams,

各々120 mm 厚さと 25 mm 厚さの PMMA レンジシフター

respectively to adjust the Bragg peak position to be lessを使用した。チェレンコフ光の画像と PET 画像はビーム照

than 50 mm. The luminescence image was obtained during

射後に取得したが、ルミネッセンス光の画像は in-beam

the in-beam condition, whereas the Cerenkov and PET状態で取得した。

images were obtained with the off-line beam condition.

４．２ 結果4.2 Result

重イオンビームの飛跡はルミネッセンス光の撮像画像

The track of heavy ion beams could be visualized with the

で、その停止位置はチェレンコフ光の撮像画像で可視化

luminescence images while the heavy ion stopping position

することができた（Figure 5）。ルミネッセンス光とチェレン

could be visualized with the Cerenkov image (Figure 5).

コフ光の画像におけるイオンビーム停止位置の差は、C-

The positional differences between the luminescence and

11 で 5.6 mm、O-15 で 2.5 mm であった。

Cerenkov images were 5.6 mm and 2.5 mm for C-11 andO-15 ion beams, respectively.

49

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

４．３ 考察4.3 Discussion

我々は CCD カメラとアクリルファントムを使用して、

We measured the luminescence and Cerenkov images of

HIMAC における C-11 と O-15 のイオンビームのルミネッ

C-11 and O-15 RI beams for the first time in HIMAC using

センス光とチェレンコフ光の画像を初めて撮像した。C-11

the CCD camera in an acrylic phantom. The stoppingと O-15 のイオンビームの停止位置は、ブラッグピークに

positions of the C-11 and O-15 ion beams were 6.6 mm and比べそれぞれ 6.6 mm、2.9 mm 深かった。我々の先行研

2.9 mm deeper than the Bragg peaks. The positional

究[6]で予測された通り、イオンビーム停止位置とブラッグ

difference between the RI beam stopping positions and the
Bragg peaks were observed as expected from our previous

ピーク位置の違いが観測された。今後、GATE を用いた

investigation [6]. We are planning to confirm this finding

Monte Carlo シミュレーションによりこの結果の確認を行

with a help of GATE Monte Carlo simulation.

う。

Figure 5

Optical imaging results of C-11 ion beam (a), and O-15 ion beam in HIMAC.

５．まとめ

5. Conclusion

高解像度と高感度を両立する次世代の小動物用 PET

As next generation high-resolution and high-sensitivity

装置の開発研究として、SSLE 技術を使用した台形型小small

動物用 DOI PET 装置の検出器、1 mm ピッチの結晶を用

demonstrated the feasibility of the following: the trapezoid

いたスタガー型片面読み出し 3 層 DOI PET 検出器の実

geometry small animal DOI PET using the SSLE technique;現性を実証した。また CCD カメラを利用して、HIMAC におand a single-ended readout staggered 3-layer DOI PET

ける C-11 および O-15 RI ビームの初期光学撮像結果をdetector with 1 mm crystal pitch. The first optical imaging

animalPET

imaging

researchstudies,weresults of C-11 and O-15 radioactive ion beams in HIMAC得た。

was obtained using the CCD camera.

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次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

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

Grants

JSPS KAKENHI 18H05967

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51

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

WGI の粒子線治療への応用：10C 飛程確認シミュレーション
Application of WGI for ion therapy:
10
C range verification simulation
モハマディ アクラム 研究員
Akram Mohammadi, Researcher
１．はじめに

1. Introduction

粒子線治療においては、治療成果の確認のために、患In particle therapy, it is important to visualize the range of者の体内での粒子の飛程を可視化することが重要であ

particles in the patient’s body for treatment verification.

る。PET (positron emission tomography) イメージングや

Positron emission tomography (PET) imaging, Compton
imaging and prompt gamma imaging are some of the

コンプトンイメージング、即発ガンマイメージングなどが、粒

techniques for visualization of particle range. Capability of PET

子飛程の可視化に用いられる。PET による粒子線治療中

for imaging positron emitting nuclei inside the body duringに体内の陽電子放出核種イメージングの性能がこれまで

particle therapy have been proven [1-2] and an algorithm forに示されており[1-2]、また、炭素イオン治療においてobtaining dose from PET images has been proposed for

PET 画像から線量を求める手法が提案されている[3]。

carbon ion therapy [3].

さらに、我々はこれまでに 11C と 15O のイオンビームを用

Moreover, we have already shown feasibility of 11C and 15O ion

いることで、ビームの停止位置を直接可視化できること

beams for direct visualization of beam stopping position using
our OpenPET prototypes [4-5].

を、OpenPET 試作機を用いて示した[4-5]。

Recently, we developed a whole gamma imager (WGI) with

近年、我々はトリプルガンマ同時放出核種に対する高highcapabilityofdetectingradioisotopes

which

are

い検出能を持つ WGI（whole gamma imager）を開発した。

simultaneous triple gamma emitters [6]. The WGI can be used

WGI は陽電子と 718keV のガンマ線を同時に放出するfor visualization of beam stopping position of 10C which emits

10

a positron with a simultaneous gamma-ray of 718 keV. In thisC のビーム停止位置の可視化に使うことができると考えられる。本稿では、WGI の10

report we present our evaluation of WGI performance forC 核種検出能力を評価した

detection of 10C nuclide.

結果を報告する。

２．WGI

2. WGIWGI はシングルガンマ線のコンプトン散乱を検出する散The WGI consists of a ring of scatterers for detection of

乱検出器リングと、散乱したシングルガンマ線及び陽電子

Compton scattering of single gamma-rays and a ring of

消滅による 511 keV の同時計数イベントを検出する吸収absorbers for detection of 511 keV coincidence events frompositron annihilation. The scatterer detector is a 24×24 array

検出器リングから構成される。散乱検出器は、GAGG 結

of GAGG crystals and the absorber detector is a 16×16×4 DOI

晶を 24×24 に配列され、吸収検出器は GSOZ 結晶[6]array of GSOZ crystals [6]. The performance of the WGI was

を 16×16×4 に配列した DOI 検出器である。WGI の 10C

investigated for two imaging modes: PET imaging only andに対するイメージング性能は、PET イメージングのみと、トリ

triple gamma-ray imaging for 10C nuclide. The WGI is a

プルガンマ線イメージングの 2 つのモードで評価した。WGI

combination of a PET and Compton camera in which theは PET とコンプトンカメラの組み合わせで、511keV の光position of the source is estimated on the line of response

子対検出による LOR（Line of Response）と、718keV の(LOR) from the detected pair of 511 keV photons and theposition of the source is identified as one of two intersection

ガンマ線検出によるコンプトンコーンとの 2 つの交点のうち

points of the LOR with the Compton cone from detectedの 1 つを線源の位置として求める。

gamma-ray of 718 keV.

52

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 1 WGI prototype: photograph (left) and schematic drawing in 3D view (right).

Table 1

Energy window for selection of events for PET mode and triple gamma-ray mode operation.

PET

400 keV < E < 600 keV

Triple gamma-ray

A pair of 511 keV photons: 400 keV < E < 600 keV
A gamma-ray of 718 keV: 100 keV < Escat. < 300 keV & 600 keV < Escat+Eabs..<800 keV

３．シミュレーション

3 Simulation

WGI の性能評価シミュレーションでは Geant4 のコードを

The Geant4 code was used for the simulation of the10

用いた。Figure 1 に WGI の写真とその概要図を示す。 C

performance of the WGI. A photo of the WGI and its schematic

核種の点線源を視野中心に置いた状態をシミュレーショ

drawing are given in figure 1. A point source of 10C nuclide wasンした。検出されたシングルイベントはリストモードデータと

simulated at the center of field of view (FOV). Detected single

して記録され、両モードの同時計数イベントはソフトウェア

events were recorded as list mode data and coincidence

によって抽出された。511keV に対する吸収検出器と散events for both imaging modes were selected using a software.

乱検出器のエネルギー分解能はそれぞれ 16.9%と 9.6%

Energy resolution at 511 keV for the absorber and scattererとした。両モードのイベント選択は Table 1 に示す通り各イ

were set to be 16.9% and 9.6%, respectively. The event

ベントのエネルギー情報をもとに行った。

selection for both modes was performed based on energy ofeach event as shown in table 1.

WGI の各モードの効率は抽出されたイベントの合計と、10

C 核種のアクティビティの比とした。PET とトリプルガンマ

The efficiency of the WGI for each mode was the ratio of total

線モードによる核種の画像は単純逆投影によって得られselected events and activity of 10C nuclide. The images of the

た。

nuclide using simple back projection were obtained for PET
and triple gamma-ray modes.

４．結果

4 Results and discussion

WGI の PET モードとトリプルガンマ線モードの効率はそ

Efficiencies of the WGI for PET and triple gamma-ray modes

れぞれ 7.85%と 0.012%であった。PET とトリプルガンマ線

were 7.85% and 0.012%, respectively. The simple back

モードの単純逆投影像を Figure 2 に示す。PET モードのprojection images for the PET and triple gamma-ray modes are

方が高い効率であったが、トリプルガンマ線モードの少な

given in figure 2. A higher efficiency was obtained for PET
mode; however, image reconstruction was possible from a very

いイベント数でも画像再構成は可能であった。

low number of events in the triple gamma-ray mode.

53

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 2 2D simple back projection images: PET mode (left) and triple gamma-ray mode (right).

５．まとめ

5. Conclusions
We investigated feasibility of the WGI for detection of 10C
nuclide and our results showed the potential of the WGI fortreatment verification in carbon ion therapy. The next step is toevaluate the performance of the system practically for 10C ion
beam irradiation.

WGI による 10C 核種検出の実現可能性について検討した。その結果、炭素イオン治療の WGI による治療効果検証の可能性が示された。次の段階として、10C イオンビー
ム照射に対する本システムの実用的な性能を評価する。

Acknowledgements
Collaborators

Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Atsushi Kitagawa and Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Kei Kamada (C & A Corporation)
Katia Parodi (Ludwig-Maximilians-Universität (LMU))

Grants

JSPS KAKENHI 17K09076

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S. Kinase, A. Mohammadi and José-María Gómez-Ros, “Overview of computational frog models” Chapter 5 of thebook “Computational Anatomical Animal Models: Methodological developments and research applications”, 2018, IOP
Publishing, ISBN 978-0-7503-1344-5, PP. 5-1 – 5-9, http://iopscience.iop.org/book/978-0-7503-1344-5.
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54

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

ウサギ体内における生物学的洗い出し効果の解明：
11
C 照射と 15O 照射を比較する in-beam PET 実験
Biological washout effect in rabbit:
in-beam PET measurements using 11C and 15O beams
寅松千枝 主任研究員
Chie Toramatsu, Senior Researcher
１．はじめに

1. Introduction

Positron emission tomography (PET)イメージングに

In dose verification techniques of particle therapies based

よる粒子線治療の線量検証において、生体内におけるon in-beam positron emission tomography (PET), theradio isotope (RI) の生物学的洗い出し効果(biologicalcauses of washout of positron emitters by physiologicalwashout effect) の補正を行うことが重要である。また、

effects should be clarified for accurate verification. As well,

もし生物学的洗い出し効果を定量化できれば、治療のそ

if biological washout rate can be quantified it has a potentialの場で機能的・生物学的情報を得ることができ、それを

usefulness as a real time diagnostic index which should be
explored. The modeling for that, however, has not been

治療効果の診断の指標として利用できる可能性がある。

established due to the unknown mechanism of biological

しかし生物学的洗い出し効果の機序が不明であるため、

washout. In this study, we focused on 11C and 15O which

未だにそれらのモデル確立されていない。そこで我々は、

are dominant contributor to the in-beam PET. We

in-beam PET で支配的なポジトロン放出核である 11C お

measured the biological washout rate of implanted 11C

よび 15O に着目し、ウサギの脳に照射した場合の洗い出し

beams and 15O beams in rabbit brains and visualized

速度を測定した。そしてポジトロン放出核が全身へ拡散す

diffusion of those positron emitters to the whole body. Thisる様子を画像化し、その機序の解明に向けた基礎データ

study provides basic data to investigate the mechanism ofを取得したので報告する。

biological washout effect.

２．方法

2. Methods

Heavy ion medical accelerator in Chiba (HIMAC)のRadionuclide beams of 11C and 15O were irradiated on

二次ビームラインにて、11Cビームおよび15Oビームをウサ

rabbit brains in the secondary beam lines of the Heavy Ion

ギの脳に照射した。測定には、高い検出感度を有する

Medical Accelerator in Chiba (HIMAC). The biological

OpenPET開発機（通称6号機）を用いた。Figure 1に実washout rate for a total of 6 rabbits (3 for 11C beam

験のセットアップを示す。ウサギの全身のin-beam PET

irradiation and 3 for 15O beam irradiation) was measured byour original OpenPET (the 6th prototype) which allows

測定を行うため、ビームに対し垂直方向に検出器リング

detection of positron emitters with good statistics. Figure 1(直径660 ㎜) とウサギを配置した。ウサギを固定するア

shows the experimental set-up. The detector ring (660 mm

クリルケースは麻酔器と接続し、照射は深麻酔下にて行

in diameter) and rabbit were positioned perpendicular toった。11Cおよび15Oビームはそれぞれを3羽ずつ別の個体

the beam direction to enable in-beam, whole-body scan ofに照射し、合計6羽のデータを取得した。 11Cビーム照射

rabbit. A rabbit was fixed in an acrylic cylinder andの場合は42分間、 15Oビーム照射の場合は20分間のconnected to an anesthesia machine. PET scans were

PET測定を行った。取得したリストモードデータは30秒ず

performed for 42 min for 11C beam irradiation and 20 min

つ フ レ ー ム 分 け し 、 OSEM 法（ ordered subset

for 15O beam irradiation. The acquired data were divided

expectation maximization method） により画像再構成

into frames with 30 s duration. For each frame, the orderedを行った。Computed Tomography（CT）画像とフュージ

subsetョ ン し た 再 構 成 画 像 上 の 心 臓 ・ 肺 に VOI (Volume ofalgorithm was applied. The reconstructed image was fusedInterest) を置き、その放射線強度の減衰曲線 (Timewith the computed tomography (CT) image. The volumes

expectation

maximization

method(OSEM)

of interest (VOIs) were selected based on the heart and55

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

activity curve: TAC) を 取 得 し た 。 そ し て Multilung region, and the time activity curves (TACs) wereComponent Model [1-3]を仮定することで、生物学的洗

generated. Then we applied the multiple component model

い出しの速度成分を導出した。

[1-3] to derive the washout rate. In this study, we also

また、今回、それぞれのビーム照射直後に麻酔器に用

obtained the exhaled air of the rabbits. The CO2 absorber

いられた炭酸ガス吸収剤（LitholymeTM ）[4]を取り出し、（ LitholymeTM ） [4] used for the anesthesia machine was

ゲルマニウムカウンタにより測定することでウサギの呼気のtaken out just after irradiation, and the energy spectrum of
the CO2 absorber was obtained by a germanium counter.

エネルギースペクトルを取得した。

Figure 1

Open PET prototype and set-up of experiment.

３．結果

3. Results

Figure 2 (a) 、(b) に OpenPET 開発機にて測定した

Figures 1 (a) and (b) show 2-dimensional spatial
distributions in two rabbits measured by the OpenPET
prototype (10 min PET images). They are three slices in thecoronal view to show heart, lung and brain. The arrows in
the figure show the beam direction. Implanted beams into
the brain were diffused to the whole body due to the
biological washout effect. And the positron emitter
distribution was concentrated in the regions that had highblood volume. TACs of each VOI with fitting results
obtained using the multiple component model are also
shown in Figure 2 (heart (b) and lung (c) of the 11C beamirradiation and heart (e) and lung (f) of the 15O beamirradiation). The observed biological decay constants（𝜆𝜆𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏 ）are summarized in Table 1. Washout rates of the fast andslow components were observed for the 15O beam, while
only the slow component was observed for 11C beam.
Figure 3 shows the energy spectrum of CO2 absorberwhich was measured by the germanium counter. When the
11C beam was irradiated, the positron emitter was clearlyobserved (Figure 3 (a)), and that signal decayed out
according to the half-life of 11C (20.4 min). On the other
hand, no significant signal was observed when the 15O
beam was irradiated.

11C および 15O ビーム照射後から 10 分間の積算 PET 画像を示す。それぞれ一羽の個体の３スライス面（脳、心臓、肺領域）を表示しており、図中の矢印はビームの照射方向を示す。生物学的洗い出し効果により入射ビームが拡散し、血液体積の高い領域にポジトロン核種の分布が集中している様子が観察された。Figure 2 (b)、(c)、(e)、(ｆ) に各ビーム照射にて得られた心臓、肺領域のTAC を multiple component model によるフィッティングの結果とともに示す。また、導出した各入射ビームの生物学的減衰定数（𝜆𝜆𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏 ）を Table 1 にまとめる。心臓、肺領域において、11C ビームを照射した場合は遅い洗い出し速

度成分が観察され、15O ビームを照射した場合は早い速
度成分と遅い速度成分の二成分が観察された。
また、Figure 3 (a) 、(b)に、ゲルマニウムカウンタで測定した二酸化炭素吸収材のエネルギースペクトルを示す。11C ビームを照射した場合はポジトロン核種が検出され、その信号強度の減衰は 11C の半減期（20.4 分）と一致した。15O ビームを照射した場合、明らかなピークは見られなかった。

56

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research-1

𝜆𝜆𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏1𝑠𝑠𝑠𝑠 =0.014±0.002 min
𝜆𝜆𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏2𝑛𝑛𝑛𝑛 =0.0001±7.8e-5
1Figure 2 Three different slices of the static images acquired by the OpenPET prototype fused with CT images for one rabbit andTACs for each VOI with fitting results using the multiple component model. PET image of 11C beam irradiation (a) and 15O beamirradiation (d). TACs of heart (b) and lung (c) of 11C beam irradiation and that of heart (e) and lung (f) of 15O beam irradiation.

Table 1

Biological decay constants of 11C and 15O beams.
Biological Decay Constant (min-1)

Beam

Heart
𝜆𝜆𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏(𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓)

11C

-

15O

0.10±0.01

Figure 3Lung
𝜆𝜆𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏(𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠)

0.0004±2.7e-5

𝜆𝜆𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏(𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓)

0.0005±8.4e-5

0.014±0.002-

𝜆𝜆𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏𝑏(𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠)

0.0003±1.7e-5

0.0001±7.8e-5

Energy spectrum of exhaled breath of rabbit measured by the germanium counter.
11C beam irradiation (a) and 15O beam irradiation (b).

４．考察と結論

４． Discussion and Conclusion

本照射実験では、ウサギの脳に照射した 11C ビームおUsing our in-beam OpenPET prototype, we visualized57

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

よび 15O ビームが全身に拡散していく様子を OpenPET

diffusion of implanted 11C and 15O beams in rabbit brain to開発機にて観察した。特に 11C ビームを照射した後、ポジ

the whole body. The observed positron emitter distribution

トロン核種が血液体積の高い領域に分布する様子が見ら

was concentrated in the regions that had high blood

れた。また、炭酸ガス吸収剤のゲルマニウムカウンタ測定

volume,especially

for

the

11C

beam

irradiation.

により、ウサギの呼気中から 11C が検出された。これらのFurthermore,

結果は、入射 11C ビームは 11CO2 や 11CO 等を形成し血rabbits. These results suggested that implanted 11C beam

液・肺循環に組み込まれて洗い出されている事を示唆し

formed 11CO2, 11CO, etc., and these species washed outている。

due to blood perfusion and were taken up into the

11C was observed in exhaled breath of the

15O ビームを照射した場合には、11C ビームを照射した

pulmonary circulation. For the 15O beam irradiation, the場合と比較し、全身に広く拡散したポジトロン核種の分布

positron emitter was more widely distributed to the wholeが得られた。また、ウサギの呼気中から 15O は検出されなbody compared with the case of 11C beam irradiation.

かった。ここで、これまでの我々の実験[3]によると、15O ビ

Previously, we observed that the implanted 15O beam

ームの脳領域からの洗い出し速度は 15O で標識した水

washed out at the equivalent rate of cerebral blood flow

（H215O）を用いた脳血流速度[5、６]と一致する値であっ(CBF) which was measured by 15O-labeled water. These

た。これらの結果より、入射 15O ビームは体内で H215O を

results suggested that the implanted 15O beam may react

形成し、全身に洗い出されている可能性が示唆される。

to form H215O and be diffused out.

今回の実験にて、脳に照射した 11C と 15O ビームではIn summary, we observed the difference for the diffusion

異なる拡散の様子が観察された。本結果により、生物学

process in the 11C and 15O beams. This study provides new

的洗い出し効果の機序の解明に向けて有用な基礎デー

data to investigate the biological washout mechanism.

タが得られた。
Acknowledgements
Hidekazu Wakizaka, Akram Mohammadi, Munetaka Nitta, Yuma Iwao, Soudai Takyu, Go Akamatsu, Iwao Kanno, Chie Seki,
Yoko Ikoma, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida and Taiga Yamaya (NIRS-QST)
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Morioka, Japan58

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

DOI-PET 装置の性能評価：
全身用可搬型 PET と頭部用ヘルメット型 PET
Physical performance of DOI-PET scanners: portablewhole-body PET and brain-dedicated helmet-type PET
赤松 剛 博士研究員
Go Akamatsu, Postdoctoral Researcher
１．はじめに

1. Introduction

量子科学技術研究開発機構（QST）放射線医学総合

The National Institute of Radiological Sciences (now known

研究所（放医研）は、1970 年代より PET 研究開発を継as NIRS-QST) has been focusing on PET research and

続してきた経緯があり、その大きな研究成果の１つに世界

development since the 1970s. One of the innovativeに先駆けて開発した 4 層 DOI (depth-of-interaction) 検

developments is a four-layer depth-of-interaction (DOI)

出器が挙げられる [1,2]。本検出器は反射材の配置を工

detector for PET that was based on the NIRS-original

夫することで、消滅放射線がシンチレータ内で相互作用

reflector arrangement method [1,2]. This novel detectorを起こした際、その深さ方向の位置を特定することができ

configuration makes it possible to detect DOI points inる。そのため、これまで位置検出精度が劣化していた斜scintillation crystals. The DOI measurement is a promising

め方向からの消滅放射線に対しても、放射線発生位置を

solution to reduce the parallax error, which caused by the

より精度よく特定することができる。さらに、検出器を体にthickness of scintillation crystals, while maintaining

近づけても位置検出精度が劣化しないため、空間分解能

detection efficiency. In fact, the Shimadzu Corp. hasを維持したまま検出感度を高めることができる。このようなimplemented the 4-layer DOI detector configuration in a

利点から、本検出器構造は株式会社島津製作所が製品

dedicated breast PET scanner [3].

化した乳房専用 PET 装置に採用された[3]。
On the other hand, NIRS-QST has been working on

一方放医研では、さらなる独創的なイメージング装置

research and development for a more innovative imaging

を具現化するべく、これまでに培ってきた研究開発成果を

device. With the 4-layer DOI detector, we have developed

集約し、4 層 DOI 検出器を実装した複数の PET 試作機をsome prototype PET scanners, such as a portable whole-

開発してきた。最近では、全身用可搬型 PET と頭部用ヘ

body DOI-PET and a brain-dedicated helmet-type DOI-

ルメット型 PET を開発し、研究目的に利用している。これ

PET. With the long-term goal of widespread application ofらの PET 試作機の有用性を客観的に示し、実用化を進

DOI detection technology, we need to clarify the

めるためには、標準的な性能評価規格に従って装置性

performance characteristics of these scanners based on

能を明らかにする必要がある。

well-known standard procedures.

本稿では、放医研にて最近開発された 2 種類の試作

Here, we present the results of our basic performance

機、全身用可搬型 DOI-PET および頭部用ヘルメット型

evaluation of two prototypes, the portable whole-body PET

DOI-PET の性能評価結果について、4 層 DＯＩ検出器のand the brain-dedicated helmet-type PET, with a focus on

有用性を中心に報告する。

benefits of 4-layer DOI detectors.

２．4 層 DOI 検出器の概要

2. Specifications of a 4-layer DOI detector

4 層 DOI 検出器の概要を簡潔に記す。シンチレータはThe 4-layer DOI detector is composed of 16×16×4 (1,024)

3

2.8×2.8×7.5 mm の Zr 添加 GSO（GSOZ）1,024 個

Zr-doped GSO (GSOZ) scintillation crystal array and a 64-を用いた。このシンチレータを放医研独自の反射材配置

ch flat panel position-sensitive photomultiplier tubeを用いて 16×16×4 配列に組み立て、スーパーバイア(R10551-00-64, Hamamatsu Photonics, K.K.). The size ofeach crystal element is 2.8×2.8×7.5 mm3. The 4-layer DOI

59

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

ルカリの高感度型 64ch フラットパネル光電子増倍管

measurement capability was achieved with the NIRS-（R10551-00-64、浜松ホトニクス社製）を光学接続すoriginal reflector arrangement method [2].

ることで、１つの検出器ブロックと成る [2]。

３．全身用可搬型 DOI-PET

3. Portable whole-body DOI-PET

評価対象とした 1 つ目の試作機は、全身用可搬型

We evaluated the basic performance of the portable whole-

DOI-PET である。全身用の完全リング型 PET としては、4body DOI-PET prototype. This prototype is the world’s first

層 DOI 検出器を実装した世界初の PET 装置である。計whole-body-size full-ring PET scanner implemented with 4-

160 個の検出器を使用し、1 リングあたり 40 個の検出器

layer DOI detectors (Figure 1). The total number of detectorで構成されている（Figure 1）。可搬型であることから、放blocks is 160 and each detector ring has 40 detectors. This

射線治療施設や小動物実験施設へ移動することにより、prototype is used for studies related to heavy ion therapy
or small animal experiments because it’s an easy-to-use

様々な研究開発に利用している。エネルギーウインドウは

portable PET scanner. The energy window is 400-600 keV

400-600 keV, 同時計数時間ウインドウは 10 ns とした。

and the coincidence time window is 10 ns.

3.1 方法3.1 Methods

PET 装置の基本性能である空間分解能、感度、画質

Spatial resolution, sensitivity, and image quality wereについて、標準的な PET 性能評価規格の NEMA(National

examined based on the NEMA NU-2 standards publication

Electrical Manufacturers Association) NU-2 standards[4].

publication [4] に基づいて評価を行った。

The spatial resolution measurement was performed with

空間分解能評価では外径 2 mm，内径 1 mm のガラス

point sources made by filling glass capillary tubes with a

管にごく微量の 18F 溶液を封入することにより、点線源を

small volume of 18F solutions. The sources were positioned
at 1, 10 and 20 cm offsets from the center of the FOV in the

作成した（Figure 2）。視野中心から半径方向 1, 10, 20

transverse direction. The acquired data were reconstructed

cm の位置にそれぞれガラス管を設置し、測定した。画像with an ordered-subset expectation-maximization (OSEM)

再 構 成 は OSEM (ordered-subset expectation-

algorithm. Radial, tangential and axial resolutions were

maximization) に て 行 っ た 。 半 径 （ radial ） 方 向 ， 接 線

measured as a full width at half maximum (FWHM) of the（tangential）方向，体軸（axial）方向の半値幅を測定し、1-dimensional profile and were averaged as spatial

平均値を算出した。感度評価および画質評価は NEMA で

resolution. For sensitivity and image quality,

規定されているファントムおよび収集方法に従って実施しacquisition and analysis were based on the NEMA NU-2

た。Figure 2 に実際のデータ収集時の様子を示した。

standard. Figure 2 shows the setup for each measurement.

data

さら に、 小集 積の 描出 能 を 評価 す るた め に 、NEMA

In addition, we scanned a NEMA NU-4 image quality

NU-4 image quality ファントムを撮像した。当該ファントム

phantom in order to evaluate contrast of small uptake

は小動物 PET 装置の画質評価用に作られたもので、直regions. This phantom was originally designed for a small-

径 1, 2, 3, 4, 5 mm のシリンダーを有している [5]。視野

animal PET scanner evaluation and consisted of fillable

中心および視野中心から 10, 20 cm の位置で撮像を行

rods of 1, 2, 3, 4 and 5 mm diameters [5]. The phantom wasった。撮像データから、擬似的な Non-DOI データ, 2 層

successively positioned at the FOV center, 10 cm offset
and 20 cm offset in a radial direction. Virtual non-DOI data

DOI データ（1 層目と 2 層目の収集データ，3 層目と 4 層

were simply generated from the 4-layer DOI data as the

目の収集データをそれぞれ加算）をそれぞれ作成し、4

sum of all layers. Virtual 2-layer DOI data were generated

層 DOI データと比較することで、DOI 情報の効果を検証しby merging data of 1 and 2 layers and data of 3 and 4

た。

layers. We evaluated the impact of DOI information oncontrast of small uptake regions.

60

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 1

Figure 2

Photograph of the whole-body DOI-PET prototype.

Photograph of each measurement setup: spatial resolution (a), sensitivity (b) and image quality (c).

3.2 結果・考察

3.2 Results and Discussion

空間分解能は視野の中心から半径方向 1, 10, 20 cm

The spatial resolutions were 2.0, 2.2 and 2.2 mm at 1, 5の位置において、それぞれ平均 2.0, 2.2, 2.2 mm であっand 10 cm radial offset positions, respectively. For the

た。OSEM 画像再構成を用いた場合、全ての測定点でOSEM images, the spatial resolutions at all points were

2.5 mm 以下の空間分解能を達成した。Figure 3 に点線

better than 2.5 mm. Figure 3 shows the point source

源の画像を示した。DOI 情報を用いることで、視野辺縁位

images. The 4-layer DOI information clearly improved the

置における半径方向の空間分解能が改善された。

radial spatial resolution at the 20 cm offset position.
The sensitivity was 5.9 kcps/MBq. Even though it is not a

感度は 5.9 kcps/MBq であった。感度を追求した装置

scanner intended for high sensitivity, this prototype showed

ではないため高感度とは言えないまでも、臨床用 PET 装

a comparable value with recent clinical whole-body PET

置と比較して同等レベルの値が得られた [6]。

scanners [6].

Figure 4 に画質評価ファントムの PET 画像を示した。

Figure 4 shows the PET image of the image quality

最も小さい直径 10 mm のホット球が明瞭に描出された。

phantom. The smallest 10-mm-diameter hot sphere wasclearly visualized.

Figure 5 に DOI 情報による改善効果が大きかった、視野中心から 20 cm の位置にて撮像した NEMA NU-4 ファ

The PET images of the NEMA NU-4 image quality phantom

61

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

ントムの PET 画像を示した。4 層 DOI データは、擬似的にat the 20 cm offset position are shown in Figure 5. The 4-

作成した 2 層 DOI データや Non-DOI データと比較して小layer DOI information clearly reduced image blurring.

集積の歪みが明瞭に改善された。

Figure 3

Point source images reconstructed with 4-layer DOI information,with 2-layer DOI information and without DOI information (Non-DOI).

Figure 5

Figure 4

PET image of theimage quality phantom.

Photograph of the NEMA NU-4 image quality phantom (a) and the PET images reconstructedwith 4-layer DOI information (b), with 2-layer DOI information (c) and without DOI information (Non-DOI) (d).

４．頭部用ヘルメット型 DOI-PET

4. Brain-dedicated helmet-type DOI-PET

評価対象とした 2 つ目の試作機は、頭部用ヘルメット

We evaluated the basic performance of the helmet-type

型 DOI-PET である。これまでの一般的な円筒形状ではな

DOI-PET prototype. The proposed helmet PET geometry is

く、世界で初めて半球形状の検出器配置を採用すること

expected to improve sensitivity even with a limited number

で、少ない検出器数でより高い感度の実現が期待できるof detectors [7]. The 47 detector blocks are arranged with

[7]。試作機は計 54 個の 4 層 DOI 検出器を使用し、47

a hemispherical helmet unit and the other 7 detector blocks

個をヘルメット部に、7 個を首の後ろの位置に配置した

are arranged at the neck position as an add-on unit (Figure6). The energy window is 400-600 keV and the coincidence（Figure 6）。エネルギーウインドウは 400-600 keV, 同時

time window is 20 ns.

計数時間ウインドウは 20 ns とした。
4.1 方法4.1 Methods

全身用可搬型 PET と同様に、空間分解能、感度、画

Spatial resolution, sensitivity and image quality were
examined based on the NEMA NU-2 standards publication[4]. Because the NEMA NU-2 was primarily focused on
cylindrical whole-body scanners, some measurements
were partially modified so as to be applicable for the

質について、NEMA NU-2 [4] に基づいて評価を行った。
ただし、NEMA NU-2 は全身用かつ円筒形状の PET 装置を対象とした性能評価規格であり、評価項目によっては62

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

ヘルメット型 PET に適用できない場合がある。そのため、

helmet-type PET prototype.

一部の評価項目に関してはヘルメット型 PET に適用でき

Figure 7 shows a summary of each performancemeasurement. The spatial resolution was measured with a
22Na point source of which active diameter size was 0.25mm, embedded in an acrylic cube of 10 mm3. The total
number of measurement positions was 18 points. The
acquired data were reconstructed with the OSEM
algorithm. Radial, tangential and axial resolutions were
measured as the FWHM of the 1-dimensional profile andwere averaged as spatial resolution. For the sensitivity
measurement, a 70-cm phantom with 5 concentricaluminum sleeves was used according to the NEMA NU-2
standard. The activity length of 18F-solution was shortened
to 27 cm, which was almost within the axial FOV of thehelmet-type PET prototype. Regarding the image quality,
the NEMA image quality phantom was not applicable to thehelmet-type PET prototype. Therefore, we newly
developed a brain-size image quality phantom by attaching
the lid of the NEMA image quality phantom onto a newcylindrical case. Each measurement and data analysis
were based on the NEMA NU-2 standard. Figure 8 shows
the setup for each measurement.

るよう変更を加えた。
Figure 7 に、各々の評価項目で使用したファントムおよび測定方法を示す。空間分解能評価には１辺が 1 ㎝のアクリル正六面体の中心に 0.25 mm 径の 22Na が封入された点線源を用い、撮像視野内の計 18 点で測定した（Figure 7）。画像再構成は OSEM にて行った。半径（radial）方向，接線（tangential）方向，体軸（axial）方向の 半値 幅 を測 定し 、 平均 値を 算出 し た 。 感度 評価はNEMA で規定されているアルミニウムスリーブファントムを使用し、ヘルメット型 PET の撮像視野長を考慮して 18F 溶
液を 27 cm 封入して測定した。画質評価に関しては、NEMA で規定されているファントムは直径約 30 cm で胴体を模擬しているため、ヘルメット型 PET のガントリに入らな い 。 そ の た め 、 円 筒 形 状の 外 容 器 を 独 自 に 製 作 しNEMA 規格の球体を装着することで、頭部サイズの画質評価ファントムを製作した。それぞれの評価項目におけるデータ収集およびデータ解析は NEMA 規格に従って行った。Figure 8 に実際のデータ収集時の様子を示した。

Figure 6

Figure 7

Photograph (left) and detector arrangement (right) of the helmet-type PET prototype.

Summary of performance measurements: spatial resolution (a), sensitivity (b) and image quality (c).

63

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 8

Photograph of each measurement setup: spatial resolution (a), sensitivity (b) and image quality (c).

4.2 結果・考察

4.2 Results and Discussion

空間分解能は視野の中心から半径方向 1, 5, 10 cm

The spatial resolutions were 1.6, 1.8 and 1.9 mm at 1, 5の位置において、それぞれ平均 1.6, 1.8, 1.9 mm であっand 10 cm radial offset positions, respectively. For the

た。OSEM 画像再構成を用いた場合、全ての測定点でOSEM images, the spatial resolutions at all points were

2.5 mm 以下の空間分解能を達成した。最新の臨床用

better than 2.5 mm. For comparison, in recent clinical

PET 装置(non-DOI 装置)であっても 4.0～5.0 mm 程度のwhole-body PET scanners, the reported spatial resolution

空間分解能であることから [6,8]、4 層 DOI 検出器によっ

was 4.0-5.0 mm [6,8]. We confirmed the high resolution of
the helmet-type PET prototype with the 4-layer DOIて高分解能を実現できることを実証した。

detectors.

感度は 32.7 kcps/MBq であった。18F 溶液の封入長がThe sensitivity was 32.7 kcps/MBq as measured by the

NEMA の標準的な方法と異なる（標準の 70 cm ではなくmodified setup. The obtained value was greater than those

27 cm）ため、値を比較するには注意が必要であるが、最of recent clinical whole-body PET scanners (5.0-10.0

新の臨床用 PET 装置（5.0～10.0 kcps/MBq 程度）より

kcps/MBq) although we should take care when comparing

も非常に高い感度を示した [6]。

the values directly [6].

Figure 9 に画質評価ファントムの PET 画像を示した。

Figure 9 shows the PET image of the brain-size image

最も小さい直径 10 mm のホット球が明瞭に描出された。

quality phantom. The smallest 10-mm-diameter hot spherewas clearly visualized.

Figure 9

PET image of the brain-size image quality phantom.

64

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

５．まとめ

5. Conclusion
We evaluated the basic performance of two prototype DOIPET scanners, the portable whole-body PET and the braindedicated helmet-type PET. The portable whole-body PET
showed superior spatial resolution and a better image
contrast even at the peripheral FOV. The helmet-type PET
demonstrated superior sensitivity (32.7 kcps/MBq) andspatial resolution (2.5 mm or better at all measurement
points). The helmet-shape geometry with 4-layer DOI
detectors showed promising performance for brain PET
imaging. We confirmed the benefits of the NIRS-original 4layer DOI detector.

4 層 DOI 検出器を実装した 2 種類の PET 試作機を対象に基本性能（空間分解能、感度、画質）の評価を行った。全身用可搬型 PET は、高分解能(全ての測定点で2.5 mm 以下)を示し、かつ視野辺縁位置における小集積の歪みが改善することを実証した。頭部用ヘルメット型
PET は、高感度（32.7 kcps/MBq）かつ高分解能(全ての測定点で 2.5 mm 以下)を示し、高感度と高分解能の両立が可能であることを実証した。放医研独自技術である 4
層 DOI 検出技術の有用性が明らかとなった。

Acknowledgements
Collaborators【Whole-body DOI-PET】 Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda,
Akram Mohammadi, Sodai Takyu, Munetaka Nitta, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya (NIRS-QST)Harley Rutherford, Andrew Chacon, Mitra Safavi-Naeini (ANSTO)【Helmet PET】 Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Miwako Takahashi, Hidekatsu Wakizaka,
Takamasa Maeda, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
ATOX Co., Ltd.

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65

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

245 ps の時間分解能を有する頭部用ヘルメット PET 試作機の開発
245 ps-TOF brain PET prototype with the hemisphericaldetector arrangement
吉田英治 主幹研究員
Eiji Yoshida, Principal Researcher
１．はじめに

1. Introduction

現在、PET は神経変性疾患の診断（特に認知症の早期Clinical use of PET is now well established in the diagnosis ofneurodegenerative disorders, especially in achieving early
diagnosis of dementia. To meet the expected demand forbrain-dedicated PET instrumentations, we have proposed thehemispherical detector arrangement to realize devices that are
higher in sensitivity, more compact in size and have a smaller
number of detectors (i.e., potentially lower costs) [1]. We haveshown the proof-of-concept by developing two prototypes: thehelmet-chin PET in which the additional detectors were locatedat the chin position [2], and the helmet-neck PET in which theadditional detectors were placed at the back of the neckposition [3]. Here, we developed a new TOF brain-dedicatedPET prototype based on the helmet-neck detector
arrangement and our previous simulation [4].

診断）によく用いられている。頭部専用 PET に対する期待に対して、我々は、より高感度で、より小型で、より少ない
検出器数を有する装置を実現するための半球検出器配置を提案した[1]。これまでに、２つの試作機（Helmetchin PET：顎の 位置に追加の検出器を配置する[2]、Helmet-neck PET：追加の検出器を後頭部に配置する[3]。）を開発した。本研究では、TOF（time-of-flight）情報を追加するシミュレーション結果[4]に基づき、新しく
Helmet-neck 型の頭部 TOF-PET 試作機を開発した。

Figure 1 Photographs and illustration of the TOF brain PET.

２．方法

2. Materials and methods

2.1 頭部 TOF-PET 試作機

2.1 TOF brain PET prototype

Figure 1 に開発した頭部 TOF-PET 試作機を示す。検出

Figure 1 shows photographs and an illustration of the

器は浜松ホトニクスの TOF-PET モジュール（C13500-

developed TOF brain PET prototype. The TOF detector was

4075LC-12）[5]をベースにした。本モジュールは 4.2

made based on the Hamamatsu TOF-PET module (C13500-

66

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

mm ピッチの 12 x 12 の LFS シンチレータアレイと 12 x

4075LC-12) [5]. This module is composed of a 4.2 mm-pitch

12 の MPPC から構成される。また、信号処理部もパッケ

12 x 12 LFS array coupled with a 12 x 12 multi-pixel photonージに含まれる。LFS の厚さは 10 mm とし、個々の MPPC

counter (MPPC) array. Signal processing boards are includedin the packaged module. Each LFS crystal, with the reducedに独立して光学接続される。MPPC において、エネルギー

thickness of 10 mm, is individually coupled to a MPPC. For

情報は ToT（time over threshold）によって、時間情報はeach MPPC, the energy information (8 bits) is outputted by

高速の比較器によって独立に出力される。検出した LFS

time over threshold and timing information (49 bits, 15.0602

や時間情報を保持したデータは専用ボードを通して PC に

ps/bit)

保存される。

independently. Singles list-mode data of each detector areisoutputtedbythehigh-speed

comparator

stored and sent to a PC through a relay board.

2.2 検出器補正

2.2 Calibration procedure

頭部 TOF-PET のデータ収集は個々の検出器モジュール

The data acquisition of the developed TOF brain PET was

に対してエネルギーウィンドウを適用し、不要なデータを削

singles-based, and reduction of useless data in each detector

減した後、シングルスのリストモードベースで行う。 176Lu

was required by applying an energy window to each detector
module. Therefore, the MPPC saturation curve was carefully（202, 307 keV）と 22Na(511 keV)の点線源を測定して、measured by using 176Lu intrinsic radioactivity (202 keV and

MPPC のエネルギー非線形性補正を行なった。

307 keV) and a 22Na point source (511 keV).

得られたシングルス・リストモードデータに対してソフトウェ

Obtained singles list-mode data after the energy cut wereアベースの同時計数判定を適用した。個々のapplied to the software-based coincidence detection, which

18

F で満

was made using a 49-bit timer tag. In order to correct the

たした半球ドームファントム[6]を用いて取り得るすべての

electrical and geometrical time skew for each crystal, our

LFS+MPPC の時間的ばらつきを補正するために

original hollow hemispheric phantom (outer diameter, 248 mm;

同時計数データを測定した。個々の同時計数線は半球ド

thickness of activity wall, 6 mm) [6] filled with 18F solution (10ームファントムと２点で接するため、飛行時間差ヒストグラMBq) was measured. The timing histogram of each line-of-

ム上で２つの同時計数ピークを持つ。また、本装置は半response (LOR) had double coincidence peaks through the

球構造を有するため、２つの同時計数ピークの時間差はhollow hemispheric phantom. Also, the time difference

同時計数線に強く依存する。はじめに、個々の LFS にお

between the double coincidence peaks strongly depends on

いて、対抗する LFS との同時計数のうち同等の同時計数

the LOR for the hemispherical detector arrangement. First, for

線長を有する同時計数線の飛行時間差ヒストグラムの平each crystal, a narrow “fan sum average”, timing for thecoincidence pairs between the crystal and opposing crystals

均を取得した。その後、LFS の時間的ばらつきは、２つのwith similar length LOR, was acquired. Then, the time skew of

同時計数ピークの中心を時間的ばらつきが 0 になる方向

each crystal was calculated by determining centering of theに動かすことで計算した。時間補正係数は上記手順を

double coincidence peaks in order to move it closer to a time

個々の検出器において３度繰り返すことで得た。

difference of zero. The time correction factors were iteratively
obtained for each detector.

2.3 画像再構成

2.3 Image reconstruction

画像再構成は検出器応答、ノーマリゼーション、吸収補For image reconstruction, we implemented the list-mode TOF-

正、散乱補正、偶発同時計数補正を組み込んだリストモ

OSEM incorporating detector response function modeling,

ードの TOF-OSEM を実装した。

normalization, attenuation correction, scatter correction and

2.4 性能評価

2.4 Performance evaluation

検出器校正後、22Na 点線源を用いて、エネルギー分解

After the calibration procedure, the energy and the timing
resolutions were measured with the 22Na point source at thecenter of the bottom detector ring. For an imaging
demonstration, we measured a small rod phantom. The
hemispherical 3-D Hoffman brain phantom [7], in which thecylindrical outer case of the original 3-D Hoffman brain
phantom was changed to a hemispherical outer case andmargins of each plate were cut so as to fit the hemisphericalrandom correction.

能と時間分解能を測定した。画像化のテストとして、はじめに、小型ロッドファントムを測定した。また、３次元ホフマ
ンファントム[7]の測定を行った。20 MBq の 18F 水溶水で満たした小型ロッドファントムは視野中心に設置し、測定時間は 20 分とした。半球３次元ホフマンファントムも 20

67

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

MBq の 18F 水溶水で満たし、30 分の測定を行った。

case, was also measured. The small rod phantom, which was
filled with 18F solution (20 MBq), was measured at the centerof the FOV for 20 min. The hemispherical 3-D Hoffman brain
phantom was filled with 18F solution (20 MBq), and themeasurement time was 30 min.

３. 結果

3. Results

検出器校正後、平均エネルギー分解能は 12.6%であるこEnergy resolution was measured at 12.6%. Therefore, theとから、エネルギーウィンドウは 420-590 keV とした。

energy window was set to 420-590 keV. Figure 2 (a) shows

Figure 2(a)にタイミング補正前後の飛行時間差ヒストグラ

timing histograms before and after the timing correction. Also,

ムを示す。また、Figure 2(b)に飛行時間差補正用の個々

Figure 2 (b) shows time skews of each crystal for timingのシンチレータにおける飛行時間差のズレを示す。飛行correction. After the timing correction, 245 ps CRT was finally

時間差補正後、本装置の時間分解能は 245 ps であっobtained. Figure 3 shows images of the small rod phantom.
The rods of 2.2 mm diameter were clearly separated. Figure 4

た。Figure 3 に小型ロッドファントムの画像を示す。直径

shows images of the hemispherical 3-D Hoffman brain

2.2 mm のロッドまで分離可能であった。Figure 4 に 3 次

phantom with and without TOF information, which indicate the元ホフマン頭部ファントムの画像を示す。TOF による画質

TOF had an impact on acquiring more accurate contrast

改善効果が明確に確認できた。

recovery.

Figure 2 Timing histograms of the developed TOF brain PET before (upper) and after (lower) the timing correction (a) andtime skew of each LFS crystal for the timing correction. Each detector module had 8 ASICs (b).

Figure 3 Images of the small rod phantom: the original distribution (left)
and the image obtained by the TOF brain PET (right).

68次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 4 Images of the hemispherical 3-D Hoffman brain phantom obtained by the TOF brain PET.

４. まとめ4. Conclusion

第２世代ヘルメット PET として、10 mm 厚の LFS シンチ

As the second generation of our helmet-neck PET, we

レータと MPPC の独立読み出しから構成される TOF 検出

developed a TOF brain PET based on the Hamamatsu TOF-器を用いた頭部 TOF-PET 試作機を開発し、LFS 単位でPET detector modules, and we finally achieved the 245 ps CRTの検出器校正を実装することによって 245 ps の時間分

as a system average by the fine timing correction and selection

解能を得ることができ、頭部のイメージングにおいても、of shortened LFS crystals. Even for smaller objects such as a

TOF による画質改善効果を明確に示した。

brain-size phantom, the effect of TOF on image quality was
clearly shown.

Acknowledgements
Collaborators

Hideaki Tashima, Go Akamatsu, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Taiga Yamaya (NIRS-QST),
Taichi Yamashita, Tsunetoshi Tanaka, Masaaki Kumagai, Takahiro Ida, Hiroshi Umeda (ATOX Co., Ltd.)

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69

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

ヘルメット型 TOF-PET における補正法
Correction methods for the helmet-type TOF-PET
田島英朗 主任研究員
Hideaki Tashima, Senior Researcher
１．はじめに

1. Introduction

ヘルメット PET (positron emission tomography) は、通Helmet-type positron emission tomography (PET) is a
dedicated scanner for the human head enabling highsensitivity measurements by arranging detectors in ahemispherical way, and it is expected to contribute the early
diagnosis of dementia [1, 2]. Increased sensitivity shortens
measurement time and reduces injection dose whileachieving an image with the same level of noise. Comparedwith PET scanners currently in use , the helmet-type PET
can offer a compact system with a small installation area
requirement with a significantly reduced cost. On the other
hand, recent improvement in the time-of-flight (TOF)-PET
detectors has been remarkable. A detector module having
the timing resolution of less than 300 ps has beencommercialized (TOF-MPPC module, Hamamatsu
Photonics K. K.). The larger the measuring subject, thelarger the effect of the TOF to suppress noise. Therefore,
the use of TOF detectors has been advanced in wholebody PET systems. With the improvement to the timing
resolution of less than 300 ps, we can expect a sufficienteffect even for head size. We modified the TOF-MPPC
module and developed a TOF helmet-type PET prototype.
Here, individual detector elements have different detection
efficiency and time information skew. To generate clinicallyuseful PET images, such differences should be calibrated
in high quality. In the research presented here, we develop
a normalization phantom to acquire data necessary for thecalibration and image reconstruction method incorporatingcorrections using the calibration data.

常円筒状に配置する検出器を半球状配置にすることで、感度が大幅に向上した頭部専用装置で、認知症早期診断への応用が期待されている[1, 2]。感度を高めること
で、測定時間を短縮したり、薬剤の投与量を少なくしたりしてもノイズの少ない画像が得られるようになる。また、現在普及している一般的な全身用 PET 装置と比べ、使用する検出器数の少ないコンパクトな装置構成であり、コストを抑え設置面積を小さくすることが可能である。一方、近年の TOF (time-of-flight) PET 検出器の性能向上は目覚
ましく、時間分解能が 300 ps を切るパッケージ化された検出器モジュール（浜松ホトニクス社製 TOF-MPPC モジュール）も登場した。測定対象が大きいほど TOF によるノイズ抑制効果が大きくなるため、これまでは全身用の装
置の TOF 化が進められていたが、300 ps 以下まで向上
すると、頭部サイズにおいても十分な効果が期待できる。
我々は、TOF-MPPC モジュールさらに改良し、TOF ヘルメ
ット PET を試作した。ここで、個々の検出器の結晶素子一つ一つに検出感度のばらつきや時間情報のずれが存在し、臨床的に利用可能な PET 画像を生成するためには高い精度で補正を行う必要がある。本研究では、検出器の感度と時間情報の補正に必要な情報を測定可能な校正用ファントムを提案し、試作を行った。また、測定した補正データ用いる画像再構成手法の開発を行った。

２．方法

2. Methods
We arranged the TOF-MPPC module in TOF helmet-type
PET prototype as shown in Figure 1 (a). Detector surfacesof the hemisphere unit are in contact with a hemispherewith the diameter of 28 cm, and the surfaces are aligned
toward the center. In addition, add-on detectors arearranged so as to extend the hemisphere unit toward theback side of the neck. We used 45 modules for thehemisphere unit and 9 for the add-on unit. The TOF-MPPC
module consists of an array of 12×12 LFS (lutetium finesilicate) crystals with dimensions of 4.1×4.1×10 mm3
coupled optically to a 12×12 array of MPPCs in a one-to-

TOF ヘルメット PET 試作機では、Figure 1 (a) のように
TOF-MPPC モジュールが配置されている。直径 28 cmの半球に接した検出器面が中心に向くように配置され、さらに半球部を首の後ろへ延長するように追加検出器が配置されている。半球部に 45 個、追加検出器部に 9 個のモジュールを使用している。TOF-MPPC モジュールは、
4.1×4.1×10 mm3 の LFS (lutetium fine silicate) 結晶
が 12×12 に配列され、同じく 12×12 配列の MPPC に一対一対応で光学接続されている。ここで、同時計数が70

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

one manner. Here, all crystal pairs for which thecoincidence measurement can be done should becorrected for sensitivity and variation in time information.
For this purpose, we developed a calibration phantom(hollow-dome phantom), which has a radioactivity
distribution having a cross section with every line of
response (LOR) passing through the field of view (FOV) as
shown in Figures 1 (b) and (c). The phantom can also
provide time skew information for TOF calibration. The
phantom has a radioactivity distribution surrounding theperipheral region of the FOV with known radioactivity byfilling the phantom with a solution such as of 18F. Because
the volume of the phantom is small, the effect of scatter andattenuation is small enabling efficient measurement of thecalibration data

可能なすべての結晶ペアについて、感度と時間情報のばらつきを補正する必要がある。そのために、Figure1(b)、(c) のような視野を通る LOR （line of response） すべてと交わるような放射能分布を持ち、かつ時間情報のずれを測定可能な校正用のファントム（中空ドーム型ファントム）を開発した。18F 等の水溶液を封入することで視野周辺部を囲むように既知の放射能分布を持たせることができ、また、体積が少ない為散乱や減弱の影響が少なく、効率よく校正用データ測定が可能である[3]。

(a)

(b)

(c)

Detector block

LORs

Radioactivity
TOF-MPPC module

Container

Detector block

Figure 1 Hemispherical detector arrangement of the helmet-type PET having add-on detector at the back side of theneck (a), design sketch of a hollow-dome normalization phantom (b), and the developed phantom (c).

PET 検出器の感度補正係数（normalization factor）

Normalization factors of PET detectors are obtained by

は、PET 装置をモデル化したシステムマトリクスによる校正

comparing projection data for LORs calculated using a

用ファントムの各 LOR に対する投影演算結果と、実際にsystem matrix modeling a PET scanner and measured

装置による測定を行って得られる LOR のデータを比較す

projection data of LORs in the actual PET scanner (Figures

ることで求める (Figure 2 (a)-(c)) 。そして、逐次近似型

2 (a)-(c)). In an iterative reconstruction method, projection

再構成の反復計算の中で、感度補正係数を用いてシス

data of a current image are calculated using the system
matrix, next they are corrected by the normalization factors,

テムマトリクスによる演算結果を補正することで、実際のand then they are compared with actually measured data

測定データを比較できるような状態にし、その差分を用い

to update the image (Figures 2 (d)-(f)).

て画像のアップデートを行う (Figure 2(d)-(f)) 。

71

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research(b)

LOR index
Normalization phantom
measurement

LOR

CountsDivide by

LOR index
Projection of normalization
phantom using system matrix

Calibration stepCompare to
calculate
update factor

Multiply

Counts(e)Counts(d)

Subject

LOR index
Normalization factor

LOR index
Projection estimation during
iteration (using system matrix)(f)

CountsCountsNormalization
phantom(c)Counts(a)

Detector

LOR index

LOR index
Normalized projection

Measurement data

Correction step in image reconstruction
Figure 2 Normalization (sensitivity correction) scheme. Normalization phantom with known radioactivity distribution ismeasured (a) and compared with computational estimation (b) to generate normalization factors (c). During iterative image
reconstruction, projection estimation for the current image is generated (d) and normalized by the normalization factor (e)so as to be comparable with measurement data (f).

中空ドーム型ファントムの測定データは、時間情報の校

We can use the hollow-dome phantom measurement data

正 (TOF calibration) にも用いることができる。中空の領for time information calibration (TOF calibration). We let the

域を視野とすると、Figure 3 のように、TOF 計測により得ら

hollow area be the FOV. There are two peaks in position

れる位置情報には 2 つのピークが現れる。そして、各結晶

information obtained by TOF measurement. When there isの時間情報に固有のずれ（バイアス）がある場合、LOR の

an intrinsic skew (bias) in the time stamps for each crystal,

中心とピーク間中心がずれる (Figure 3(a)) 。このずれ

the center between the peaks shifts from the LOR center(Figure 3(a)). The calibration parameter of the time skew

を、すべての LOR に対して最小化するような各結晶の時

for each crystal is obtained by minimizing the TOF error for

間情報の補正値を求める (Figure 3(b)) 。

every LOR.

TOF 情報と感度補正法を組み込んだ逐次近似型画像

An iterative image reconstruction method incorporating the

再 構 成 法 は 、 List-mode OSEM (Ordered Subset

TOF information and the normalization method was

Expectation Maximization) 法を基に開発した。反復計

developed based on the list-mode ordered subset

算の中で、感度補正、減弱補正、散乱補正、偶発同時

maximization expectation (OSEM) method. Normalization,

計数補正を行うことが可能である。

attenuation correction, scatter correction, and random
correction functions can be applied during the iteration.

(a)

(b)

TOF error

Crystal 1

Crystal 2
TOF position

t1
Time stamp

Timing correction

t2

t1+c1

LOR Center

t2+c2Time skew

Figure 3 Timing calibration using the hollow-dome phantom. Because there are two cross sections with the phantom oneach LOR, two peaks appear on the TOF position histogram. The TOF error can be measured as the shift between the
LOR center and the center between the two peaks (a). In the timing correction, the skew in time information for eachcrystal is adjusted by minimizing the TOF error for every LOR crossing the phantom (b).

72

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

３．結果

3. Results

開発した中空ドーム型ファントムを用いて、TOF ヘルメ

We could achieve 245-ps system timing resolution as aット PET 試作機の時間情報を補正した結果、装置の時間

result of the time information calibration of the TOF helmet-

分解能として 245 ps を達成した。また、各種補正法を組PET prototype using the developed hollow-dome phantom.
Also, we applied the image reconstruction method

み込んだ画像再構成法を、18MBq の 18F 水溶液で満た

incorporating each kind of correction function to the

した容器の内側の直径 16 ㎝、長さ 12 ㎝の円筒型プー

measured data of a cylindrical pool phantom with the inner

ルファントムの測定データに対して適用した。その際、TOF

diameter of 16 cm and the inner length of 12 cm filled with

校正ありとなしの場合を比較した。また、感度補正の効果

18-MBq 18F solution. We reconstructed images with andを検証するため、それぞれ感度補正を省略した画像を生without normalization to test the effectiveness of the

成した。TOF 校正も感度補正も行わない場合 (Figure 4

normalization as well as the images with and without TOF(a)) 、感度補正を行った画像 (Figure 4 (b)) と比較してcalibration. The image without TOF calibration and withoutnormalization (Figure 4 (a)) showed obvious image

明らかな画像のゆがみやアーチファクトが現れた。TOF 情

distortion and artifacts compared with the image with

報を用いるとその影響は大きく低減されたが、冠状断

normalization (Figure 4 (b)). Although applying the TOF（coronal）画像に筋状のアーチファクトが観察されたがcalibration largely mitigated the distortion and artifacts,(Figure 4 (c))、感度補正を行うことで除去され、全体的

there was a slight streak artifact in the coronal imageに均質 性の 高い 画像 を得 ること が でき る ように なった(Figure 4 (c)). The artifact could be removed by applying(Figure 4 d))。

the normalization, and we could achieve the high-uniformity
image (Figure 4 (d)).

(a)

Transaxial(b)

Coronal(c)(d)

TOF Calibration

Normalization
Figure 4 Images reconstructed without calibration (a), with normalization (b), with TOF calibration (c), and with both TOF
calibration and normalization (d).

４．まとめ

4. Conclusions

TOF ヘルメット PET に適した校正用ファントムとして、中空ドーム型ファントムを提案し、開発を行った。開発したファントムは、効率的な感度補正データの取得ができる他、特殊な検出器配置である TOF ヘルメット PET においても時間情報の校正に用いることができる。その結果、245
ps の高い時間分解能を達成することが可能となった。

We proposed the hollow-dome phantom as the calibration
phantom suitable for the TOF helmet PET, and wedeveloped the phantom. The developed phantom not only
enables efficient normalization data acquisition, it is also
useful for time information calibration. Therefore, we could
achieve high timing resolution of 245 ps.

73

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Acknowledgements
Collaborators

Eiji Yoshida, Go Akamatsu, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Taichi Yamashita, Masaaki Kumagai, Takahiro Ida (ATOX Co., Ltd.)

Grants

JSPS KAKENHI 16K21637

References
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[2]
[3]
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H. Tashima, T. Yamaya, “Proposed helmet PET geometries with add-on detectors for high sensitivity brain imaging,”
Phys. Med. Biol., vol. 61, no. 19, pp. 7205-7220, 2016.
H. Tashima, et al., “Development of the helmet-chin PET prototype,” IEEE NSS and MIC Conf. Rec., M3CP-97, doi:
10.1109/NSSMIC.2015.7582022, 2015.
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Nucl. Med. vol. 59 suppl. 1, p. 1768, 2018.
H. Tashima, E. Yoshida, Y. Iwao, T. Yamaya, “Development of reconstruction method for the helmet PET,” Proceedingsof the 35th JAMIT Annual Meeting (JAMIT 2016), OP2-6, 2016 (in Japanese).

Research achievements in 2018
[1]

[2]

田島英朗 (Hideaki Tashima), 第 115 回日本医学物理学会学術大会英語プレゼンテーション賞, 115th Meeting of theJapanese Society of Medical Physics Presentation Award, “Development of an imaging simulation framework enablingmodelling of PET scanners with arbitrary detector arrangement,” April 15, 2018.
Hideaki Tashima, The Best Poster Award at the 5th NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science andTechnology, Aug. 28, 2018.

74

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

頭部 PET 自動位置合わせ手法の開発
Automated image co-registration algorithm for brain PET
岩男悠真 研究員
Yuma Iwao, Researcher
１．はじめに

1. Introduction

近年,アルツハイマー病を始めとする認知症の早期診

Positron emission tomography (PET) with amyloid and tau
tracers has been increasingly performed in studies on
dementia. Therefore, we are developing a brain-dedicatedhelmet-type PET system based on our novel hemisphericaldetector arrangement [1]. In a PET image reconstruction
process, attenuation factor maps (mu-maps) are essential
for attenuation and scatter corrections. In conventional
hybrid PET-CT systems, the mu-map can be made from CT
images because there would be no mismatch between PET
and CT images. On the other hand, our developed helmettype PET is intentionally not equipped with a CT or MRI
component to make the system more compact. Therefore,
as an alternative method, we plan to use mu-maps
obtained by other CT or MRI scanners. However, the mumaps need to be co-registered to PET images obtained by
the helmet-type PET. Hence, we developed software toautomatically co-register the CT (or MRI) to PET, andevaluated the accuracy of the software.

断において，アミロイド PET やタウ PET が注目されている．
そこで，我々は，半球状の検出器配置を特徴とする頭部
専用のヘルメット型ＰＥＴ装置の開発に取り組んでいる[1]．PET 再構成における吸収補正や散乱補正では，撮像対象の吸収係数分布（μマップ）が必要となる．広く普及している PET-CT 一体型装置では，CT 画像をμマップに変換する．このとき，PET と CT は同一姿勢で撮像することができるため，2 つの画像間の位置ずれは少ない．一方で，ヘルメット型 PET は，CT や MRI を含まない PET 単独機である．よって我々は，別の CT 装置または MRI 装置で撮像した画像からμマップを生成することを第一戦略として考えている．しかし，PET と CT（あるいは MRI）の撮像時における被験者の姿勢は一致しない．そこで，本研究では CT（MRI）画像を PET 画像に自動的に位置合わせす
るソフトウェアを開発し，その性能評価を行った．

2．方法

2. Methods

PET と CT(MRI)との位置合わせに際し，頭部は剛体とIn the process of PET and CT (or MRI) co-registration, thehead can be considered to have a rigid structure. Then,alignment parameters were classified to 3 shift values ofthe x, y, z directions and 3 other rotation values on the eachaxis. In the proposed method, a mu-map was transformed
with these 6 parameters, and the degree of co-registration
between PET and CT (or MRI) was calculated by thenormalized mutual information (NMI) [2]. The 6 alignment
parameters were determined so that the highest NMI value
was obtained. At first, we set each parameter in thepossible range to detect the highest NMI value. After that,these values were used as an initial value of optimization.
Then, the 6 parameters were optimized by the NelderMead algorithm [3].

みなすことができるため，求める位置合わせパラメータは，x,y,z 方向の平行移動と，それぞれの軸に対する回転量の計 6 つとなる．提案手法では，それぞれのパラメータで座標変換した CT(MRI)と，PET 画像との重なり具合を正規 化 相 互 情 報 量 （ Normalized Mutual Information ：NMI）で評価し[2]，この NMI が最も高くなるパラメータのセットを導出する．具体的には，各パラメータが取りうる値の範囲で最も NMI の値が大きくなる値を初期値として設定
し，この初期値をもとに Nelder-Mead 法[3]による最適化
計算を行い，最終的な位置合わせパラメータを導出した．
続いて、開発した自動位置合わせソフトウェアの性能評

We evaluated feasibility of the developed co-registration

価実験を行った．使用データは，アミロイドβ蛋白の標識

software. We used 11C-PiB PET scan data for 27 subjects

薬剤（11C-PiB）を用いた PET 検査データ計 27 症例であin this study. Subjects were from 49 to 87 years old; 15 were

る．年齢は 49～87 歳，12 名が男性，20 名がアルツハ

females and 12 were male; and 20 subjects were

イマー病と診断されている．具体的な実験内容は，diagnosed as having Alzheimer’s disease. At first, CT (or75次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

CT,MRI に対して任意の移動量を付与した座標変換を行

MRI) was transformed with optional parameters, and weった．この座標変換されたリファレンスデータと PET 画像

did the automated co-registration of the transformed CT (orの位置合わせを開発ソフトウェアで行い，求められた位置

MRI) and PET images by using the developed software.

合わせパラメータと付与した移動量との差を誤差として計The測した．与えた移動量は，先行研究[4]（172 症例のparameter and the applied transformation parameters wasthecalculatedalignment

parameters were set, and each parameter consisted of

た x （ right-left ） ,y （ anterior-posterior ） ,z （ superior-parallel movement on x, y, z axes and rotation on x (pitch),inferior）軸方向の平行移動量と x,y,z 軸周りの回転量(以y (yaw), z (roll) axes. These parameters were determined

下それぞれ pitch, yaw, roll)の Average と Max をもとにbased on the average and maximum values in our previous

40 パターンの移動量パラメータ(Value)の組を設定した．

Average of error (mm or degree)

betweenmeasured as an error. Next, 40 patterns for transformation

FDG-PET の 30 分フレームのデータ解析）によって得られstudy [4] (172 FDG-PET scan data analysis were done).

Voxel Size (mm)

2
1.5
1
0.5
0
x

Figure 1

difference

y

z

pitch

yaw

roll

Registration accuracy of the developed software; Average±SD.

３．結果とまとめ

3. Results and conclusion

開発ソフト ウェアによる誤差 の 平均値と 標準偏差をFigure 1 shows the average and standard deviation valuesof the error. All errors were less than 2 mm. Considering
the voxel size of PET was 2 mm, we judged the developed
software has enough accuracy for brain CT (or MRI) andPET co-registration.

Figure 1 に示した．PET のボクセルサイズが 2 ㎜であることを考えると誤差はいずれも 1 ボクセル未満であり，開発
ソフトウェアは十分な精度を有していることが示された．
ヘルメット型 PET のための CT（MRI）自動位置合わせ手

We developed the automated CT (or MRI) and PET coregistration software for the helmet-type PET. The software
showed sufficient accuracy for clinical applications.

法の開発を行い，臨床データを用いた実験により，高い精度で位置合わせが可能であることを示した．

Acknowledgements
Collaborators

Hideaki Tashima, Go Akamatsu, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Kei Wagatsuma, Muneyuki Sakata, Kenji Ishii (TMIG)
Taichi Yamashita, et al. (ATOX Co., Ltd)

Grants

JSPS KAKENHI 17K18376.

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

H. Tashima and T. Yamaya, “Proposed helmet PET geometries with add-on detectors for high sensitivity brain
imaging,” Phys. Med. Biol., vol. 61, no. 19, pp. 7205–7220, Oct. 2016.
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76

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

PET インサート用接地型・浮遊型・マイクロストリップ型 PET 検出器
Ground PET, floating PET, and microstrip coil PET
as inserts for MRI
エムディ シャハダト ホサイン アクラム 主任研究員
Md Shahadat Hossain Akram, Senior Researcher
１．はじめに複数の機器を用いたイメージング手法あるマルチモーダ

1. Introduction
The major interest for a multimodal imaging system is to

ルイメージングにとって最も興味深い点は、形態情報と病study the metabolic response of diseases in addition to

気の代謝反応を同時に研究できることである。代謝画像

morphological information. Positron emission tomographyを得るための手法としては陽電子放出断層撮像法(PET)(PET) is well-known for metabolic imaging. On the otherがよく知られている一方で、コンピューター断層撮影(CT)hand,

や磁気共鳴画像(MRI)は形態画像を得るための手法としresonance imaging (MRI) systems are two well-knownてよく知られている。PET/CT は最初のマルチモーダルイ
メージング装置であり 2002 年に商用化されている[1]。また、軟組織のコントラストが高いことから、PET/MRI 装置も2010 年に商用化されている[1,2]。しかしながら、ほとんど

computedsystemsfortomography

structural(CT)

imaging.

andThemagnetic
sequential

arrangement of PET/CT in one imaging unit is the firstmultimodal imaging system, that was commercialized in
2002 [1]. However, due to the superior soft-tissue contrastof the MRI system, PET/MRI systems have also beenの病院では既に MRI を所有しており、そのような点から

commercialized from 2010 [1-2]. Since most of the clinics

PET/MRI 装置は PET/CT 装置ほどは広く普及していな

already possess MRI systems, PET/MRI systems did not

い。そのため、既存の MRI 装置に PET 装置を挿入する

get widespread interest like the PET/CT. Developing PET

PET インサートの実現は、PET/MRI を普及させる１つの手

insert for the existing MRI system is an alternative option in

段となる。

this regard.

我々は、様々な PET インサートの研究を進めている

In our lab, we are working on different PET inserts for MRI[3-8]。過去にバードケージ型 RF コイルと一体型の頭部[3-8]. Previously, we reported on a head-size PET insert

用の PET インサートについて報告を行った[3]。また、既存

with a birdcage radiofrequency (RF) coil [3]. We alsoの MRI 用コイルと組み合わせて使うための、楕円形の全reported on an oval-shaped body-size PET insert [5] that

身用 PET インサートについても報告を行った[5]。本報告

implements MRI built-in RF coil. In this report, we explain

では、その最新の進捗と PET/MRI 用の新しいマイクロスト

updates on using MRI built-in RF coil. We also report on a

リップ型コイルについて述べる。

novel concept of a microstrip RF coil for PET insert.

２．接地型 PET と浮遊型 PET の性能比較

2. Ground PET vs floating PET

一般的な MRI 装置は、自身に RF ボディコイルが内蔵されており、本研究では、その RF コイルを PET インサート用の送信コイルとして利用する。通常、MRI 装置では送信コイルとしてのボディ RF コイルと受信コイルとしての局所 RF コイルの２つが使用される。しかしながら、この予備実験では、ボディ RF
コイルを送受信両方のコイルとして使用した。
本研究では、銅製シールドボックスを用いた 8 個の PET 検
出器からなる、直径 240mm の円筒形の PET インサートを用いた。PET 検出器の詳細は文献[3]に記載されている。実験は３テスラの臨床用 MRI を用いて行った。ファントムは直径

The MRI system itself includes a built-in human body-size
RF coil. Our plan is to implement this coil as RF transmitterfor PET insert. It is to mention here that the conventional
MR imaging usually implements the body RF coil astransmitter along with a local RF coil as receiver. However,in this pilot study, we implemented the body RF coil bothas RF transmitter and receiver.
We used eight copper shielded PET detector modules toconstruct a cylindrical PET insert of diameter 240 mm.
Details on the PET modules can be found in [3]. A
cylindrical phantom of axial length 200 mm and diameter77

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

115mm、高さ 200mm の円筒形のものを使用した。ボディ RF
コイル(直径 700mm)は PET インサートの外側にあるため、RFフィールドは検出器間の 5mm の隙間から PET インサート内に入る[5-7,9]。通常、PET インサートの RF シールドは MRI のグランドに接続されているため、RF フィールドが減衰してしまう。
一方で、PET インサートの RF シールドをグランドから切り離せ
ば、シールドによる RF フィールドの減衰が低減され、画像化する領域への RF フィールドの透過率を改善することが期待できる。
本研究では、PET インサート[7]の RF シールドをグランドに接続した場合(接地型 PET(Figure 1(a))、グランドから切り離した場合(浮遊型 PET(Figure 1(b))の RF フィールドの透過率の比較を行った。浮遊型 PET の場合は、ケーブルの RF シー
ルドはグランドに接続したまま、PET 検出器の RF シールドの115 mm was used to study with a 3 Tesla clinical MRI
system. Since the body RF coil of diameter 700 mm
resides outside the PET insert, RF field can pass inside
the PET insert through the 5-mm intermodular gaps
[5-7,9]. Usually, the RF shield of the PET insert remains
connected to the MRI electric ground. This attenuates theRF field to the ground. Isolating the RF shield of PET insert
can reduce this attenuation and can improve the field
penetration in the imaging region.
In this study, we compare the RF penetration efficiency ofthis PET insert [7] for the cases of RF shield connected to
the ground (ground PET (Fig. 1 (a))) and isolated from theground (floating PET (Fig. 1 (b))). In the floating
configuration, the RF shield box of the PET detector isisolated from the cable RF shield which remained
connected to the ground.

みグランドから切り離した。
Figure 1(d)に、MRI のみ、浮遊型・接地型 PET と同時に測定した場合の RF フィールド応答を示す。MRI のみの場合と比較して、浮遊型・接地型どちらの場合でもケーブルが存在する側の応答が弱くなっている。しかし、浮遊型 PET のほうが接地型 PET と比較して高い RF 透過率を示した。

Figure 1

RF field responses respectively for without PET, floating
PET and ground PET with MRI is given in Fig. 1(d).
Compared to the MRI-only field response, a weak RF fieldnear the cable end side of the PET insert was seen forboth cases. However, relatively strong RF penetration was
found for the floating PET compared to the ground PET.

(a-b) Schematics of ground and floating PET configurations. (c) Photograph of the PET insert with MRI. (c)Results on comparison of RF field responses of ground and floating PET to that of the without PET (MRI-only).

３．PET インサート用マイクロストリップコイル

3. Microstrip coil for PET insert for MRI

本研究では、PET インサート用マイクロストリップライン型

In another study, we developed a microstrip transmission

RF 送信コイルの開発を行った[8]。従来のマイクロストリッ

line RF coil for PET insert [8]. In a conventional microstrip

プコイル[8]では、マイクロストリップは、より広い板状のグラ

coil [10], the microstrip conductor is shielded by a relatively

78

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

ンド用導体によってシールドされてい る(Figure 2(a))。

wide ground conductor plane (Fig. 2(a)). We proposed a

我々は PET インサートのシールドボックスが前述のマイクロPET-strip coil in which the RF shield of PET insert works

ストリップのためのグランド用導体として機能する、PET-ス

as the ground conductor for the microstrip conductor (Figs.

トリップコイルを提案した(Figure 2(b-c))。本研究は、マル2(b-c)). Our target is to develop a multichannel PET RF

チチャネル PET RF コイル(特に超高磁場用(7T))の開発

coil, especially for using with an ultrahigh field (e.g., 7を目標としているが、本研究では原理実証として、単一のTesla) MRI system [10]. However, to proof our concept, we

PET-ストリップコイルと 3 テスラの臨床用 MRI を用いて研

studied a single channel of the proposed coil with a 3 Tesla究を行った。

clinical MRI system.

実験は一様ファントムを用いて行った。Figure 2(d)に実We performed a homogeneous phantom study with the験セットアップを示す。コイルはファントムの約 25mm 下に

proposed coil. The experimental setup is shown in Fig. 2

設置し た 。一様ファント ムの グラディエント エコー画 像(d), in which the coil is positioned under the phantom with

(Figure 2(e))を見ると、コイルに近い部分が非常に明るく

an approximate 25 mm gap between the coil and phantom.

なっており、従来のコイルを用いた場合と同程度の値が得

The gradient echo image (Fig. 2(e)) of the phantom

られた。今後は超高磁場用のマルチチャンネルの開発を

showed flashing image intensity near the coil, a

行っていく予定である。

characteristic visible for the conventional coil as well. We
plan to develop multichannel coil for an ultrahigh field MRI
in near future.

Figure 2

Microstrip transmission line RF coil for PET insert. (a) Schematic of a conventional microstrip transmission line

coil. (b) Schematic and (c) photograph of a proposed microstrip coil in which the ground conductor is the RF shield of thePET detector module. (d) Experimental setup and (e) a gradient echo MR image of a uniform phantom.

79

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

４．結論

4. Conclusion

我々は高磁場(3 テスラ)、超高磁場(7 テスラ)の両方

We are working on PET insert targeting both for high (e.g.,の MRI 装置用をターゲットとした PET インサートの開発を

3 Tesla) and ultrahigh (e.g., 7 Tesla) field MRI systems. In行っている。本稿では、MRI に内蔵されている RF コイルと

this report, we presented on using MRI built-in RF coil and新しいマイクロストリップライン型 RF 送信コイルを用いた

a novel microstrip transmission line RF coil for PET insert.

PET インサートシステムを報告した。本研究の結果は臨床

The study results showed strong promise to develop

レベルでの PET インサートの高い実現性を示すもである。

clinical level PET insert to be used with an MRI system.

Acknowledgements
Collaborators

Takayuki Obata, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Craig S. Levin (Department of Radiology, Stanford University School of Medicine, USA)

Grants

JSPS KAKENHI 17K18377

References[1]

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[4] M.S.H Akram, T. Obata, M. Suga, et al. MRI compatibility study of an integrated PET/RF-coil prototype system at 3 T.
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[6] M.S.H. Akram, C.S. Levin, T. Obata, et al. Geometry optimization of electrically floating PET inserts for improved RF
penetration for a 3 T MRI system. Med Phys 45 (2018) 4627-4641.
[7] M.S.H. Akram, T. Obata, F. Nishikido, et al. Comparative study between electrically ground and electrically floating
PET inserts using MRI built-in RF coil at 3 T. Conference record, IEEE NSS-MIC 2018.
[8] M.S.H. Akram, T. Obata, T. Yamaya. Strip transmission line RF coil combined with RF shielded PET detector forexisting MRI systems. ISMRM 2018.
[9] P. Olcott, E. Kim, K. Hong, et al., Prototype positron emission tomography insert with electro-optical signaltransmission for simultaneous operation with MRI. Phys Med Biol 60 (2015) 3459–478.
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Research achievements in 2018
[1] M.S.H. Akram, C.S. Levin, T. Obata, et al. Geometry optimization of electrically floating PET inserts for improved RF
penetration for a 3 T MRI system. Med Phys 45 (2018) 4627-4641.
[2] M.S.H. Akram, T. Obata, T. Yamaya. Radiofrequency array coil for magnetic resonance imaging (MRI) and positronemission tomography (PET) systems. US patent, Q20065US ZPF175US.
[3] M.S.H. Akram, T. Obata, F. Nishikido, et al. Comparative study between electrically ground and electrically floating PET
inserts using MRI built-in RF coil at 3 T. Conference record, IEEE NSS-MIC 2018.

80

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics ResearchjPET-D4 によるヒト脳 FDG-PET 画像の分析
Analysis of human brain PET images obtained by jPET-D4
高橋美和子 主幹研究員
Miwako Takahashi, Principal Researcher
１．はじめに

1. Introduction
In development of medical devices, the accuracy and theerror range of measurements are critical even in thesituation that their minimum invasiveness and ease-of-use
are expected in clinical practice. To know the accuracies ofeach device, one of the methods is a comparison with dataobtained by more accurate and established processes. It isnecessary to consider: what is the method which canprovide more accurate data. Direct measurement ofspecific substances after tissue resection has been
generally accepted. In addition, we have to compare themeasurements of the targeted area with those dataobtained in the same way from the area which seems to benormal. However, tissue resection is itself associated withinvasive approaches, furthermore, depending on the area,
tissues can be available only after the death of the patient.
In addition, we have to determine the area which should be
examined, and we cannot measure the outside of theresected area. One of the ways to overcome theselimitations is expected to be a high-specification PET
system.

医療機器の開発において、非侵襲的で使いやすいこと
は目指すべき重要な点であるが、いずれの装置であっても、その精度と誤差レベルが明らかとなっている必要がある。その精度と誤差を評価するには、多くの場合、より高い精度をもって計測された値との比較によって行われる。
高い精度をもってヒト体内で起きている変化をとらえる手法として、もっとも変化が起きていると推定される部位の組織を摘出し、目的とする物質を計測し、変化がないと考えられる組織における計測値と比較する。この方法は、
従来から行われている直接的な手法である。ただし、組織の摘出は侵襲的であり、部位と目的によっては死後にのみ組織が摘出可能となる。また、摘出する部位を事前に決める必要があることや、摘出された部位以外でも同様の評価を行う事は困難である。このような限界を解決する手法の一つが、定量性の高い PET である。
jPET-D4 は、2000 年代前半に開発された、4 層 DOI

量化し、従来機との差異の有無について検討した。

jPET-D4 is the novel brain dedicated PET systemdeveloped by the Imaging Physics Team in the early
2000’s. High imaging performance was demonstrated, andthe first human PET imaging was reported in 2008 [1]. It is
important that images obtained by jPET-D4 potentiallybecome good reference data, with which data obtained byother devices can be compared. In the research described
here, we subjected six adult healthy volunteers tomeasurements by jPET-D4 using FDG and analyzed theresults from the viewpoint of clinical uses.

２．方法

2. Methods

検出器を搭載した頭部専用 PET である。物理性能評価の結果、高い感度と分解能がしめされた。2008 年には、
ヒト頭部 FDG-PET の画像結果が報告された[1]。 本装置により得られたデータは、現在得られるもっとも精度の高い FDG-PET 脳データの一つになりうる。そこで本研究
では、本装置で得られた健常ボランティア脳 FDG-PET を分析することで、実際のヒト脳における装置性能効果を定

健常ボランティア 6 人（２４歳～３２歳男性）に対して、

We compared the results obtained by jPET-D4 with thosejPET-D4 および non-DOI の全身用 PET 装置（HR+）によof the Siemens HR+ scanner, which is one of the PET

り得られた脳 FDG-PET の分析を行った。頭部 PET 撮像

scanners with high performance among clinically available

は、それぞれ、122MBq を投与し、45 分後から 30 分のPET scanners. jPET-D4 is a brain-dedicated PET prototype

収集が行われた。jPET-D4 および HR+による撮像は、そwith 4-layered DOI detectors. Six healthy males (24 to 32

れぞれ別の日（平均間隔は 6.7 日）に行われた。得られyears old) underwent FDG-PET brain imaging both by
jPET-D4 and by HR+; the two PET scans were performed

た PET データは、jPET-D4 では 3D OS-EM(8 subsets)on different days (average interval between them, 6.7

1.5mm3 voxel サイズに再構成された。HR+では、Fourierdays). Average dose of injected FDG was 122 MBq

rebinning algorithm を 適 用 し た の ち 、 2D OSEM （ 16(3.3mCi). After the injection, the subject was scanned for81次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Researchsubsets, 6 iteration）によって 1.3×1.3×2.4mm3 voxel

30 min by each PET scanner. For jPET-D4, the brain

サイズに再構成された。評価方法は、核医学医による頭images were reconstructed by 3D OS-EM(8 subsets), with

部断層像の視覚評価により、jPET-D4 と HR+の比較を行

a 1.5mm3 voxel, and for HR+, by the Fourier rebinningった。次に MATLAB SPM を用いて、得られた頭部データ

algorithm followed by 2D-SOME(16 subset, 6-iteration)

を形態学的に標準化し、開発装置と従来機のそれぞれ

with, 1.3×1.3×2.4mm3 voxel. These brain images wereの平均画像を作成した。形態学的標準化は 15O-H2O

evaluated visually by a nuclear medicine physician. Then,
ROI analysis was performed, in which manually depicted

PET のテンプレートを使用した。ROI 解析では、平均画像

ROIs were placed on the following areas: the frontal lobe,

上に、上部・下部前頭葉、内側・外側側頭葉、頭頂葉、

the parietal lobe, the occipital lobe, the mesial and lateral

後頭葉、被殻、半卵円中心および小脳皮質に視覚的に

temporal area, the striatum and the cerebellum. The

皮質 ROI を設定し、各領域平均値を小脳平均値で除したrepresentative ROIs are shown in Figure 1. Ratios of

値および、灰白質平均値と白質平均値の比を算出し比

average count of each area were divided by the cerebellum較を行った。それぞれに設定した ROI の代表的部位を

average counts, and the ratios of gray matter-to-white

Figure 1 に示す。

matter average counts were calculated and comparedstatistically.

Figure 1

Representative ROIs areas (in red) placed on images..

82

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 2 Averaged FDG-PET images of six volunteers after spatial normalization. The left images were obtained by
jPET-D4 and right were by HR+. The dentate nucleus was identified more clearly by jPET-D4. Each of the second slices
from the left included the mesial temporal area, which is more apparent by jPET-D4.

Figure 3

Plot of each area. X axis shows the ratios of average count of each area
divided by the cerebellum average counts.

3．結果

3. Results

形態学的標準化の後、平均化した頭部画像を Figure

In visual inspection, the mesial temporal area and the2 に示す。視覚的に、jPET では、側頭葉内側と小脳歯状dentate nucleus of the cerebellar were depicted more

核が HR＋に対し明瞭であった。解剖学的標準化は SPM

clearly in jPET-D4 than in HR+ (Figure 2). In the ROI

上のクロスバーを用いて目印となる解剖学的部位の複数

analysis, the region-to-cerebellum ratios of the frontal lobe

個所で一致していることを確認した。jPET による各領域のand the parietal lobe were slightly lower in jPET-D4 than in

小脳比（6 名平均）を Figure 3 に示す。脳全体の分布傾

HR+ (1.33 vs. 1.47 and 1.09 vs. 1.29, respectively). The
mesial temporal area was slightly higher in jPET-D4 than in

向は、従来機と同様に再現されているが、jPET-D4 におHR+ (1.06 vs. 0.95). Other areas, such as the occipital

いて、前頭葉・頭頂葉灰白質/小脳比はやや低く、海馬

area, the striatum area and the lateral temporal area, did

83

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

領域でやや高かった。灰白質と白質の比は jPET-D4 で

not show significant differences. The ratios of each area are

1.8-2.3、HR+では 2.0-3.5 と計測された。

plotted in Figure 3. The gray matter-to-white matteraverage counts were 1.8-2.3 for jPET and 2.0-3.5 for HR+.

４．考察と結論

4. Discussion and conclusion

PET 上での脳回の同定は、詳細な病態解明に洞察をIdentifying each gray matter gyrus on PET images provides

与えるほか、症状との関連性を分析可能とする。また、小insights of pathophysiology of diseases and relationships

脳の深部に位置する小脳歯状核や、側頭葉のより深部に

between cognitive impairments and regional alterations on

位置する海馬といった深部構造の描出が劣化しないた

PET. For example, precise evaluation of the cerebellar

め、小脳歯状核や側頭葉内側にある海馬などの過小評

dentate nucleus is helpful to understand cerebellar

価も避けることができる。小脳歯状核は小脳疾患の早期dysfunction and to distinguish cerebellar diseases, or
detailed investigations of the hippocampus area may allow

診断や鑑別、海馬領域は記憶障害を来す変性疾患やて

early diagnosis of degenerative disorders associated with

んかん焦点診断に役立つ。

memory dysfunction, or to identify epilepsy focus.

灰白質と白質の糖代謝比は、先行研究等では 2.5-

Gray matter-to-white matter ratio has been generally

4.1 と報告されている。ｊPET-D4 による値はこれよりやや

reported as from 2.5 to 4.1. jPET data were relatively low

低く（1.8-2.3）、視覚的にも白質がやや高く描出される傾

being from 1.8 to 2.3. This may be due to slightly higher

向がみられた。これには、jPET-D4 における、エミッション

accumulation of the white matter on jPET compared to

データベースの吸収補正法の影響が疑われる。

HR+. One of the possible reasons is the method of
attenuation correction of jPET, which calculated by the μ-

今回は、核医学医師による視覚的評価と形態学的標

map based on emission data.

準化の後に行われた ROI 解析であったため、既知の脳構造物に着目した評価に限られた。また、ROI 解析を行うに

In the work presented here, we conducted a visual

は形態学的標準化が必要であった。一方で、放射性薬

evaluation focusing on well-known anatomical structures

剤の体内動態の違いにより、解剖学的に既知ではない局

identified by a nuclear medicine expert, and ROI analysis,

在した分布が見られる可能性もある。また、術後や萎縮、

which can be performed only after spatial normalization of

頭部外傷後など形態学的標準化が困難な場合でも病態

brain. But the spatial normalization cannot be applied topatients with brain atrophy, brain injury, or brain surgery. Inを抽出できるよう、形態学的標準化を不要とする比較法

order to identify the characteristics of disorders for such

や Voxel 単位のデータを利用した評価法など、新しい解

patients, we are developing a new voxel-based analysis

析手法の開発を進めていく予定である。

method without spatial normalization.

References[1]

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次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究チーム研究業績 2018（2018 年 1 月 - 2018 年 12 月）
Achievements of Imaging Physics Team in 2018 (Jan. 2018 – Dec. 2018)
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1.4 学会発表 Conference presentations (59)・国際会議（口頭発表）International conference (oral presentations) (13)[1]
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distribution in fruit using OpenPET," Abstract Book of 2018 Symposium on Radiation Measurements and Applications(SORMA XVII), p. 83, 2018. (University of Michigan, 2018/6/13, poster)
Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Taiga Yamaya, "Strip transmission line RF coil combined with RF shielded
PET detector for existing MRI systems," Joint Annual Meeting ISMRM-ESMRMB 2018, 1703 (Paris Expo Porte deVersailles, 2018/6/19, poster)
Md Shahadat Hossain Akram, Craig S. Levin, Takayuki Obata, Genki Hirumi, Taiga Yamaya, "A comprehensive study onelectrically floating PET insert for efficient RF penetrability at 3T MRI system," Joint Annual Meeting ISMRM-ESMRMB
2018, 1740 (Paris Expo Porte de Versailles, 2018/6/19, poster)Hideaki Tashima, Go Akamatsu, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Eiji Yoshida, Taichi Yamashita, Taiga Yamaya, "A newhollow-dome phantom for normalization of the helmet-neck PET," J. Nucl. Med., 59, supplement 1, 1768, 2018. (SNMMI2018 Annual Meeting, poster, 2018/6/26, Philadelphia)
Yuji Tsutsui, Go Akamatsu, Hiromitsu Daisaki, Takuro Umeda, Matsuyoshi Ogawa, Hironori Kajiwara, Shigeto Kawase,
Minoru Sakurai, Hiroyuki Nishida, Keiichi Magota, Kazuaki Mori, Masayuki Sasaki, "The Japanese harmonization
technology study for multicenter analysis of PET SUV using vendor-neutral software: J-Hart study," J. Nucl. Med., 59,
supplement 1, 1821, 2018. (SNMMI 2018 Annual Meeting, poster, Philadelphia)
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Go Akamatsu, Iwao Yuma, Miwako Takahashi, Taichi Yamashita,“Development of a brain-dedicated TOF-PET prototype with a hemispherical geometry,” WMIC2018 World Molecular
Imaging Congress, LBAP 056, 2018. (2018/9/13, poster, Seattle)
Miwako Takahashi, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Go Akamatsu, Iwao Yuma, Taiga Yamaya, “Cerebral FDG distribution
in healthy volunteers obtained by a brain-dedicated DOI-PET scanner,” WMIC2018 World Molecular Imaging Congress,
LBAP 061, 2018. (2018/9/13, poster, Seattle)
M. Yoshino, K. Kamada, Y. Shoji, Y. Furuya, Y. Yokota, S. Kurosawa, A. Yamaji, F. Nishikido, T. Yamaya, A. Yoshikawa,"Crystal growth and timing performance of the CeBr3 single crystals coupled with dSiPM," 2018 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, N-22-342. (2018/11/14, poster, Sydney)
S. Takyu, E. Yoshida, N. Inadama, F. Nishikido, M. Nitta, K. Kamada, K. Parodi, T. Yamaya, "Development of the 4-Layer
GAGG DOI Detector for a Scatterer of Compton Camera," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging
Conference, M-03-034. (2018/11/14, poster, Sydney)
H. G. Kang, S. Takyu, F. Nishikido, A. Mohammadi, N. Inadama, E. Yoshida, T. Yamaya, "Optimization of a Light Guide
for High Resolution PET Detectors using GATE Optical Simulation," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference, M-03-106. (2018/11/14, poster, Sydney)
M. S. H. Akram, T. Obata, T. Yamaya, "Microstrip transmission-line array coil dedicated for PET insert for MRI system,"2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-03-202. (2018/11/14, poster, Sydney)
A. Chacon, H. J. Rutherford, A. Mohammadi, T. Yamaya, G. Akamatsu, Y. Iwao, H. Tashima, M. Nitta, S. Takyu, F.
Nishikido, A. Kitagawa, T. Hofmann, M. Pinto, K. Parodi, M. - C. Gregoire, A. B. Rozenfeld, S. Guatelli, M. Safavi-Naeini,"Validation of Geant4 Monte Carlo Toolkit Physics Models for Use in Heavy Ion Therapy," 2018 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M-03-394. (2018/11/14, poster, Sydney)
H. G. Kang, A. Mohammadi, F. Nishikido, C. Toramatsu, T. Yamaya, "Cerenkov Luminescence Imaging for the Heavy Ion
Beam Range Verification - GATE Simulation Study," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging
Conference, M-03-400. (2018/11/14, poster, Sydney)
E. Takada, F. Nishikido, G. Shikida, D. Takezawa, H. Imai, T. Chaki, S. Naka, H. Okada, S. Kishimoto, I. Kanno,"Fundamental Study on Estimating X-ray Energy with Current-Output Organic Semiconductor Radiation Detectors", 2018
IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, R-08-424. (2018/11/14, poster, Sydney)
S. Takyu, E. Yoshida, F. Nishikido, M. Nitta, G. Akamatsu, T. Yamaya, "Development of a 4-Layer DOI TOF-PET detector
module with a 6 mm-pitch MPPC array," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-07035. (2018/11/15, poster, Sydney)
G. Akamatsu, S. Takyu, E. Yoshida, M. Nitta, Y. Iwao, A. Mohammadi, H. Tashima, F. Nishikido, T. Yamashita, T. Yamaya,"Characterization of LFS MPPC PET-detector modules: 3 mm pitch vs. 4 mm pitch," 2018 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M-07-044. (2018/11/15, poster, Sydney)
Y. Okumura, E. Yoshida, H. Tashima, M. Suga, N. Kawachi, K. Parodi, T. Yamaya, "Sensitivity improvement in 44Sc whole
gamma imaging: simulation study," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-07-077.
(2018/11/15, poster, Sydney)
H. Tashima, G. Akamatsu, Y. Iwao, H. Wakizaka, E. Yoshida, T. Yamashita, T. Yamaya, "Normalization for brain-dedicatedPET with the hemispherical detector arrangement," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging
Conference, M-07-329. (2018/11/15, poster, Sydney)
H. Miyoshi, M. Nitta, N. Nakada, Y. Otaka, A. Koyama, S. Takyu, K. Shimazoe, F. Nishikido, T. Yamaya, T. Onoye, H.
Takahashi, "Oxide Semiconductor Based 2-D Carbon Ion Beam Monitor for Hadron therapy," 2018 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M-07-413. (2018/11/15, poster, Sydney)

87

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

[26]

[27]

[28]

[29]

[30]

F. Nishikido, E. Takada, G. Shikida, M. Nitta, S. Takyu, T. Yamaya, "Radiation hardness of organic photodiode detectors forcarbon beam irradiation," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, R-08-427. (2018/11/15,
poster, Sydney)
H. G. Kang, H. Tashima, S. J. Hong, T. Yamaya, "Optimization of a High Resolution Small Animal SPECT System using
GATE and STIR Software," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-14-069.
(2018/11/16, poster, Sydney)
M. Nitta, F. Nishikido, N. Inadama, H. Tashima, H. Kawai, T. Yamaya, "Elimination of Inter Crystal Scattering Events in
the X'tal Cube PET Detector with (0.77 mm)3 Segments," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging
Conference, M-14-120. (2018/11/16, poster, Sydney)
G. Akamatsu, H. Tashima, Y. Iwao, H. Wakizaka, T. Maeda, A. Mohammadi, S. Takyu, F. Nishikido, H. J. Rutherford, A.
Chacon, M. Safavi-Naeini, E. Yoshida, T. Yamaya, "NEMA-NU2 performance evaluation of a whole-body PET prototype
with four-layer DOI detectors," 2018 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M-14-147.
(2018/11/16, poster, Sydney)
A. Mohammadi, E. Yoshida, Y. Okumura, M. Nitta, F. Nishikido, A. Kitagawa, K. Kamada, K. Parodi, T. Yamaya,"Compton-PET imaging of 10C for Range Verification of Carbon Ion Therapy," 2018 IEEE Nuclear Science Symposiumand Medical Imaging Conference, M-14-420. (2018/11/16, poster, Sydney)

・国内会議 Domestic conference (16)[1]

田中理紗子, 小尾高史, 田島英朗, アブデラ アハメド, 山谷泰賀, “小型頭部専用 TOF-PET における放射能濃度分布と吸収補正の同時推定法の評価,” 信学技報 IEICE Technical Report, Vol. 117, No. 518, pp. 141-142, 2018 (電子情報通信学会医用画像研究会, oral, 2018/3/20, ホテルミヤヒラ).

[2]

新田宗孝, 錦戸文彦, 稲玉直子, 田島英朗, 河合秀幸, 山谷泰賀, “サブミリ位置分解能 X’tal cube 検出器の結晶内散乱事象の除去法,”第 65 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 02-035, 2018 (19a-A304-10, 2018/3/19,
早稲田大学・西早稲田キャンパス).

[3]

田久創大, 吉田英治, 錦戸文彦, 新田宗孝, 鎌田圭, 山谷泰賀, “コンプトンカメラ・PET 装置の散乱検出器の試
作,” 第 65 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 02-036, 2018 (19a-A304-11, 2018/3/19, 早稲田大学・西早稲田キャンパス).

[4]

三好寿顕, 小山晃広, 大鷹豊, 島添健次, 蛭海元貴, 新田宗孝, 錦戸文彦, 山谷泰賀, 尾上孝雄, 高橋浩之, “酸化物半導体応用による重粒子検出器,” 第 65 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 02-140, 2018 (20p-A3042, 2018/3/20, 早稲田大学・西早稲田キャンパス).
Go Akamatsu, Sodai Takyu, Eiji Yoshida, Munetaka Nitta, Yuma Iwao, Akram Mohammadi, Hideaki Tashima, Taiga
Yamaya, "Intrinsic performance evaluation of a new TOF-PET detector module with 256-ch 3-mm-pitch MPPC array," 医学物理, 第 38 巻, Sup. 1, p. 156, 2018 (第 115 回日本医学物理学会学術大会, O-116, 2018/4/15, パシフィコ横浜,
CyPos 大会長賞受賞)
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Go Akamatsu, Taiga Yamaya, "Development of an Imaging Simulation Framework Enabling
Modelling of PET Scanners with Arbitrary Detector Arrangement," 医学物理, 第 38 巻, Sup. 1, p. 157, 2018 (第 115 回
日本医学物理学会学術大会, O-117, 2018/4/15, パシフィコ横浜, 英語プレゼンテーション賞受賞).
Go Akamatsu, Yasuhiko Ikari, Yuma Iwao, Hideaki Tashima, Shuya Miki, Taiga Yamaya, Michio Senda, "Development ofsimple and adaptive programs for quantification of amyloid PET images," 日本放射線技術学会第 74 回総会学術大会
講演予稿集, p. 238, 2018 (2018/4/13, パシフィコ横浜).
Yukie Yoshii, Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Hiroyuki Takuwa, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Taiga Yamaya,
Mitsuyoshi Yoshimoto, Hiroki Matsumoto, Ming-Rong Zhang, Aya Sugyo, Atsushi B Tsuji, Tatsuya Higashi, “PET-guided
surgery system with 64Cu-PCTA-cetuximab for accurate resection of intraperitoneal tumors in a mice model,” JSMI Report,
Vol. 11, No. 2, p. 68, 2018 (第 13 回日本分子イメージング学会学術集会, O-04, oral, 2018/5/31@東京大学)

[5]

[6]

[7]

[8]

[9]

田島英朗, 吉田英治, 奥村勇介, 菅幹生, 河地有木, 鎌田圭, Katia Parodi, 山谷泰賀, “新しいコンセプトの装置「Whole Gamma Imaging」における陽電子・ガンマ線同時放出核種イメージングのための検出器応答関数の提案,” 第 37 回日本医用画像工学会大会 講演予稿集, pp. 102-105, 2018. (筑波大学, OP2-1)[10]

高田 英治, 錦戸 文彦, 鋪田 嚴, 山岸 正和, 岸本 俊二,“有機半導体単結晶に よる放射線計測の検討,” 第 79
回応用物理学会秋季学術講演会 講演予稿集, 20a-224B-7 (名古屋国際会議場, 2018/9/20, oral)[11]

錦戸文彦、高田英治, 山岸正和, 鋪田嚴, 新田宗孝, 田久創大, ハンギュカン, 山谷泰賀, “炭素線治療への応用を目的としたルブレン有機単結晶半導体の特性評価,” 第 79 回応用物理学会秋季学術講演会 講演予稿集, 20a224B-8 (名古屋国際会議場, 2018/9/20, oral)[12]

Han Gyu Kang, Fumihiko Nishikido, Akram Mohammadi, Chie Toramatsu, Seiichi Yamamoto, Taiga Yamaya, “Cerenkov
luminescence imaging for the range verification of radioactive beam,” 第 79 回応用物理学会秋季学術講演会 講演予
稿集, 20p-PB5-60 (名古屋国際会議場, 2018/9/20, poster)[13]

吉井幸恵, 田島英朗, 岩男悠真, 田桑弘之, 吉田英治, 山谷泰賀, 吉本光喜, 松本博樹, 張明栄, 辻厚至, 東達也,
“位置特定困難な腹腔内大腸がん転移巣を正確に摘出する 64Cu 標識セツキシマブによる PET ガイド手術の開発,” 第 58 回日本核医学会学術総会, M1B3A2, 2018. (2018/11/15@沖縄コンベンションセンター)[14]

桜井皓平, 吉井幸恵, 田島英朗, 岩男悠真, 吉田英治, 脇坂秀克, 山谷泰賀, 吉本光喜, 松本博樹, 張明栄, 須尭

88次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

綾, 辻厚至, 東達也, “膵臓がん同所移植モデルにおける 64Cu-セツキシマブを用いた PET ガイド手術の開発,”
第 58 回日本核医学会学術総会, M1B3A3, 2018. (2018/11/15@沖縄コンベンションセンター)[15]

高橋美和子、吉田英治、田島英朗、赤松剛、岩男悠真、山下大地、山谷泰賀, “ヘルメット型 TOF-PET 装置の試作,” ヘルメット型 TOF-PET 装置の試作, 第 58 回日本核医学会学術総会, M2B6B5, 2018. (2018/11/16@沖縄コンベンションセンター)[16]

高橋美和子、吉田英治、田島英朗、赤松剛、岩男悠真、山谷泰賀, “頭部専用 PET 装置により得られた健常ボ
ランティア脳 FDG 分布,” 第 58 回日本核医学会学術総会, M2B5A6, 2018. (2018/11/16@沖縄コンベンションセ
ンター)

1.5 研究会 Workshop presentations (27)[1]
Yusuke Okumura, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Mikio Suga, Naoki Kawachi, Katia Parodi, Taiga Yamaya, “Triple-gamma
imaging simulation of a novel Compton-PET system,” Second International Symposium on Multimodal Medical
Engineering, poster, 2018/1/18. (Chiba University)[2]

山谷泰賀, "イメージング物理研究チームの成果報告," 次世代 PET 研究会 2018, 2018/1/22 (ベルサール八重洲)[3]吉田英治, "Whole Gamma Imaging (WGI)," 次世代 PET 研究会 2018, 2018/1/22 (ベルサール八重洲)[4]

Akram Mohammadi, "In-beam PET imaging for radioactive beams," 次世代 PET 研究会 2018, 2018/1/22 (ベルサール
八重洲)

[5]

田島英朗, "ヘルメット PET における検出器配置の最適化," 次世代 PET 研究会 2018, 2018/1/22 (ベルサール八重洲)[6]赤松 剛, "ヘルメット型 PET 試作機の性能評価," 次世代 PET 研究会 2018, 2018/1/22 (ベルサール八重洲)[7]

岩男悠真, "頭部 PET 体動測定システムの開発," 次世代 PET 研究会 2018, 2018/1/22 (ベルサール八重洲)[8]

田久創大, "ヘルメット型 TOF-PET 装置の検討," 次世代 PET 研究会 2018, 2018/1/22 (ベルサール八重洲)[9]

Md Shahadat Hossain Akram, "PET for already installed MRI systems," 次世代 PET 研究会 2018, 2018/1/22 (ベルサー
ル八重洲)

[10]

錦戸文彦, "有機フォトダイオードの放射線検出器への応用," 次世代 PET 研究会 2018, 2018/1/22 (ベルサール八
重洲)

[11]

山谷泰賀, “認知症早期診断に挑む～新しい画像診断装置の開発～,” 平成 29 年度 脳とこころの研究 第三回
公開シンポジウム 認知症と生きる、認知症に挑む, ポスター発表, 2018/3/3. (御茶ノ水ソラシティ)[12]

山谷泰賀, A. Mohammadi, 寅松千枝, 吉田英治, 錦戸文彦, 田島英朗, 辻厚至, 脇坂秀克, 北川敦志, 稲庭拓, 佐
藤眞二 , 島添健次, 小山晃広 , "重粒子線照射野イメージングのための OpenPET 装置開発に関する研究(14H285)," 平成 29 年度 HIMAC 共同利用研究成果発表会, 2018/4/16.

[13]

錦戸文彦, “有機フォトダイオード検出器の重粒子線に対する応答 (16H370),” 平成 29 年度 HIMAC 共同利用研
究成果発表会, 2018/4/16.

[14]

山谷泰賀, “OpenPET の開発とその展開 ～シンチレータの話を中心に～,” Scintillator for Medical, Astroparticle
and environmental Radiation Technologies (SMART)2018 研究会, 2018/5/18 (OIST).

[15]

高橋美和子, “核医学の現状と将来展望,” Scintillator for Medical, Astroparticle and environmental Radiation
Technologies (SMART)2018 研究会, 2018/5/18 (OIST).
Taiga Yamaya, Katia Parodi, “NIRS-IOL Whole Gamma Imaging (WGI) Core,” IOL symposium, 2018 (NIRS, 2018/6/15).
Taiga Yamaya, "Introduction of PET imaging physics research at NIRS," Proceedings of the 5th NIRS-SNU Workshop on
Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 1-2, 2018. (2018/8/28, oral, Oxide corp.)
Miwako Takahashi, "Nuclear medicine imaging in central nervous system diseases," Proceedings of the 5th NIRS-SNU
Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 24-27, 2018. (2018/8/28, oral, Oxide corp.)
Akram Mohammadi, Sodai Takyu, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Keiji Shimizu, Toshiaki Sakai, Taiga Yamaya, "Timing
performance for a single- and dual-end readout detectors using segmented crystal bars with subsurface laser engraving,"
Proceedings of the 5th NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 34-38, 2018.
(2018/8/28, poster, Oxide corp.)
Han Gyu Kang, Sodai Takyu, Fumihiko Nishikido, Akram Mohammadi, Naoko Inadama, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya,"Improvement of edge crystal separation using a light guide for high resolution small animal PET detector – GATE
simulation study," Proceedings of the 5th NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp.
44-48, 2018. (2018/8/28, poster, Oxide corp.)
Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda, Taichi Yamashita, Eiji Yoshida, Taiga
Yamaya, "Basic performance evaluation of a helmet-type PET prototype with four-layer DOI detectors," Proceedings of the
5th NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 53-55, 2018. (2018/8/28, poster, Oxide
corp.)
Munetaka Nitta, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Hideyuki Kawai, Taiga Yamaya, "Elimination of inter crystal
scattering events for the X’tal cube," Proceedings of the 5th NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Scienceand Technology, pp. 60-64, 2018. (2018/8/28, poster, Oxide corp.)
Sodai Takyu, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, "Evaluation of time-of-flight PET detector

[16]
[17]
[18]
[19]

[20]

[21]

[22]

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89

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

[24]

[25]

[26]

[27]

using LFS with 10 mm length and MPPC module," Proceedings of the 5th NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine
Imaging Science and Technology, pp. 69-70, 2018. (2018/8/28, poster, Oxide corp.)
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yusuke Okumura, Mikio Suga, Naoki Kawachi, Kei Kamada, Katia Parodi, Taiga Yamaya,"Detector response modeling for beta+ - gamma emitter imaging of the whole gamma imager," Proceedings of the 5th NIRSSNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 74-77, 2018. (2018/8/28, poster, Oxide corp.)
Fumihiko Nishikido, Yusuke Okumura, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, "Geant4 simulation of whole-gamma
imaging system using silicon scatterer detectors for low-energy imaging," Proceedings of the 5th NIRS-SNU Workshop on
Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 78-81, 2018. (2018/8/28, poster, Oxide corp.)
C. Toramatsu, H. Wakizaka, A. Mohammadi, M. Nitta, Y. Iwao, F. Nishikido, E. Yoshida, A. Kitagawa, Y. Hirano, T. Yamaya,"In-beam PET measurement of washout in rabbit using 11C and 15O ion beams," Proceedings of the 5th NIRS-SNU Workshop
on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 82-84, 2018. (2018/8/28, poster, Oxide corp.)
Taiga Yamaya, “Radiation detectors for positron emission tomography,” Workshop for development and applications of fasttiming semiconductor devices, 2018. (2018/12/8, oral, U Tsukuba Tokyo Campus)

1.6 特許 Patents (5)・出願 Application (0)・登録 Registered (5)[1]Iwao Kanno, Takayuki Obata, Taiga Yamaya, Kazuya Okamoto, Takuzo Takayama, Hitoshi Yamagata, "PET-MRIAPPARATUS," US9846028, registered 2018/1/9. (399US)[2]
Takayuki Obata, Taiga Yamaya, Iwao Kanno, Hitoshi Yamagata, Takuzo Takayama, Kazuya Okamoto, "PET-MRIAPPARATUS," US99880236, registered 2018/1/30. (400US)[3]
Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, “LAYERED THREE-DIMENSIONAL RADIATION POSITION DETECTOR,” US9,933,529,
registered 2018/4/3. (Q00508US)[4][5]

田島英朗, 山谷泰賀, “ヘルメット型 PET 装置,”特許第 6425756 号, 2018/11/2 登録. (Q00474JP.1)
Taiga Yamaya, Takayuki Obata, Mikio Suga, Hiroshi Kawaguchi, Yoshiyuki Yamakawa, " METHOD FOR GENERATINGPET ABSORPTION-CORRECTED IMAGE FROM MR IMAGE AND COMPUTER PROGRAM," EP 2 833 163 B1,
registered 2018/7/25 (428EP)

90

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

2. 成果普及などへの取り組み Outreach actions
2.1 研究会などの開催 Hosted workshops (3)[1]Taiga Yamaya, Jae Sung Lee, organized “5th NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology”(2018/8/26-29, NIRS and Oxide corp.)[2][3]

山谷泰賀, 「次世代 PET 研究会 2018」を主催, 2018/1/22 (ベルサール八重洲) (参加者数計 116 名, うち外部 86 名)
Taiga Yamaya, Katia Parodi, organized “QST-International Research Initiative (IRI) Whole Gamma Imaging Project, Miniworkshop” (NIRS-QST, 2018/6/14)

2.2 セミナー開催 Hosted seminars (0)2.3 報告書出版 Annual report publishing (2)[1][2]

山谷泰賀 編, “次世代 PET 研究報告書 2017,” QST-R-7, 2018/1/22.
http://www.nirs.qst.go.jp/usr/medical-imaging/ja/study/pdf/QST_R_7.pdf
Taiga Yamaya, edit, "Proceedings of the 5th NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology,"
QST–P–6, 2018/8/26.
https://repo.qst.go.jp/?action=repository_uri&item_id=36467&file_id=8&file_no=1

2.4 総説 Review articles (4)[1]山谷泰賀, “頭部専用 PET 装置の未来「医用工学と放射線技術科学との融合：期待される新技術」,” 日本放射線技術学会雑誌, Vol. 74, No. 2, pp. 182-184, 2018.

[2]

錦戸文彦，田島英朗，吉田英治，山谷泰賀, "核医学イメージングの最先端技術," 医学物理, 第 38 巻, 第 1 号, pp.
10–18, 2018.

[3]

山谷泰賀, “粒子線がん治療をその場で可視化できる新型 PET 装置の開発に成功,” 科研費 NEWS 2018 年度
VOL.2, p. 17, 2018.

[4]

田島英朗, “医療放射線技術研究会「放射線を利用した医用イメージング装置における画像再構成の基礎と応用」
開催報告,” JAMIT News Letter, No. 29, pp. 11-12, 2018.

2.5 講義・講演 Lectures (33)・シンポジウム等における招待講演 Invited talks at symposium (16)[1]
Taiga Yamaya, “Simultaneous PET and MRI imaging: how can the systems be affordable?,” Second International
Symposium on Multimodal Medical Engineering, p.9, 2018. (invited, 2018/1/18, Chiba University)[2]

山谷泰賀, "未来の PET について考える," 第 27 回関東甲信越核医学画像処理研究会 (SKIP 会), 2018/2/3 (特別講演, 上野イーストタワー).

[3]
[4]

赤松剛，
“PET の最新技術と最近の臨床研究，”第 908 回放射線診療研究会 (2018/2/5, 新宿住友ビル).
Taiga Yamaya, “In-beam OpenPET imaging for RI beams,” Micro-Mini & Nano Dosimetry (MMND) workshop, 2018.
(invited, oral., 2018/2/8, Mooloolaba)
Taiga Yamaya, “Development of the OpenPET for in-beam carbon ion therapy imaging,” Keynote Talk in Midterm Meetingof Networking Activity 5: Medical Network (MediNet) / European Nuclear Science and Application Research 2 (ENSAR2),
2018. (2018/3/12, University of Belgrade, Serbia)
Go Akamatsu, "Recent activities and future aspects of standardization and SUV harmonization for a quantitative FDG-PET,"The 77th Annual Meeting of the Japan Radiological Society, Collection of Abstracts, p. S90, 2018 (invited, oral, English,
2018/4/13, Pacifico Yokohama).

[5]

[6]

[7]

山谷泰賀, “次世代頭部専用 PET 装置の開発,” 国立病院関東甲信越放射線技師会第 50 回学術研究会, 2018/5/26(駒澤大学).

[8]

山谷泰賀, “次世代 PET 装置開発研究～部位別からリアルタイムへ～,” 第 28 回日本心臓核医学会総会・学術大会 特別講演, 2018/7/7. (伊藤国際学術研究センター)

[9]

赤松剛，
“アミロイド PET の撮像から画像解析まで，”PET サマーセミナー2018 (2018/08/25, ホテルかめ福).

[10]

山谷泰賀, “Next-Generation Application-Dedicated PET Systems,” 第 1 回量子線イメージング研究会, 2018.
(2018/9/26, 京都大学)[11]

山谷泰賀, “頭部専⽤PET 装置の未来,” 平成 30 年度東海北陸地区放射線技師会学術大会, 2018/10/6. (名古屋医療
センター)

[12]

山谷泰賀, “未来 PET プロジェクト-OpenPET，頭部専用 PET，そして WGI-,” JSRT 2018 年度 近畿支部 秋季勉強会 未来へ繫がる医療技術～今を駆ける最新医療機器～, 2018. (2018/10/20, 住友病院)[13]

Miwako Takahashi, “Analytic approaches of nuclear medicine in epilepsy,” JSNM-EANMA Joint Symposium, 第 58回日本核医学会学術総会, 2018.
Taiga Yamaya, “Current Status of NIRS Imaging Physics Research,” Workshop on Multiple Photon Coincidence Imaging,

[14]

91

次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

[15]

[16]

2018. (2018/12/7, Narita Campus, International University of Health and Welfare)
Miwako Takahashi, “Current status of Nuclear Medicine and possible application of multi-photon gamma-ray imaging,”
Workshop on Multiple Photon Coincidence Imaging, 2018. (2018/12/7, Narita Campus, International University of Healthand Welfare)
山谷泰賀, “国際会議誘致成功の秘訣 IEEE 原子核科学シンポジウムと医用イメージングに関する国際会議を例に,” JCCB 人材育成研修会 講演, 2018. (2018/12/13 日本政府観光局 (JNTO))

・講演 Lectures (7)[1]

山谷泰賀, “頭部専用 PET 装置の未来,” 静岡てんかん・神経医療センター, 2018/1/25.

[2]

山谷泰賀, “放医研イメージング物理研究チームの紹介,” 第 1 回ホームカミングイベント, 2018/2/17 (@放医
研).

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

山谷泰賀, “Add-on PET プロジェクトのご紹介,” 琉球大学／FIMACC, 2018/2/21.
Taiga Yamaya, “Development of the next generation PET systems,” talk at Brain & Mind Centre University of Sydney,
2018/6/22.
Taiga Yamaya, “PET Imaging Physics Research at NIRS,” talk at Prof. Craig Levin lab, Stanford University, 2018/6/27.
Taiga Yamaya, “PET imaging physics research,” lecture to visitiors from University of Twente, 2018/9/11.

[7]

山谷泰賀, “未来の PET 装置を創る研究,” 千葉大・放医研 PET-MRI 研究会議, 2018. (WeBase 鎌倉, 2018/12/2)

・講義 Educational lectures (10)[1]

山谷泰賀, 新田宗孝, 高橋美和子, 赤松剛, 吉田英治, 田島英朗, 生駒洋子, “放射線医工学,” 千葉大学大学院
講義, 2018 年度前期毎週月曜 16:10-17:40[2]

山谷泰賀, 赤松剛, 高橋美和子, 田島英朗, 錦戸文彦, 田久創大, 新田宗孝, “市川学園市川高校 SSH 研修,”2018/6/1. (放射線医学総合研究所)[3]

山谷泰賀, “PET I / PET II,” 医学物理学会サマーセミナー講義, 2018/9/2. (グリーンピア津南)[4]

Akram Mohammadi, “Review on In-Beam PET Imaging for ion therapy,” イギリス医学物理見学会にて講演, 2018/9/4.
(放射線医学総合研究所)[5]

山谷泰賀, “放射線の医学応用 核医学物理学,” 文部科学省原子力人材育成事業 e-learning 教材, 2018/9/27 収録.

[6]

高橋美和子, “放射線の医学応用 核医学,” 文部科学省原子力人材育成事業 e-learning 教材, 2018/9/27 収録.

[7]

Akram Mohammadi, “Review on In-Beam PET Imaging for ion therapy,” ウーロンゴン大医学物理コース学部学生
向け HIMAC 見学・関連科目講義, 2018/10/1. (放射線医学総合研究所)[8]

高橋美和子, “診療放射線,” 平成 30 年度 福祉保健局・病院経営本部 専門研修 職種職務専門研修, 2018/11/30.
(東京都福祉保健局・病院経営本部研修センター)[9]

山谷泰賀, “Development of the next generation positron emission tomography,” 九州大学大学院医学系学府 H30 分
子機能画像科学論, 2018/12/3.

[10]

山谷泰賀, “未来 PET プロジェクト,” 横浜市大医学部 先端的画像医学 講義, 2018/12/13.

2.6 著書 Book chapters (3)
[1]
[2]

[3]

山谷泰賀 (共同執筆者のひとり), “17.4 医用画像診断,” 加速器ハンドブック, pp. 479-482, 2018.
Akram Mohammadi, Sakae Kinase and Mitra Safavi-Naeini, “Overview of computational mouse models” Chapter 3 of thebook “Computational Anatomical Animal Models: Methodological developments and research applications”, 2018, IOP
Publishing, ISBN 978-0-7503-1344-5, PP. 3-1 – 3-27, http://iopscience.iop.org/book/978-0-7503-1344-5.
S. Kinase, A. Mohammadi and José-María Gómez-Ros, “Overview of computational frog models” Chapter 5 of the book
“Computational Anatomical Animal Models: Methodological developments and research applications”, 2018, IOP
Publishing, ISBN 978-0-7503-1344-5, PP. 5-1 – 5-9, http://iopscience.iop.org/book/978-0-7503-1344-5.

2.7 プレス・広告物掲載 Public relations activities (3)
[1]
[2]
[3]

“Washout model enhances particle range verification”appeared in MedicalPhysicsWeb
http://medicalphysicsweb.org/cws/article/research/71337, 2018/4/2.
"A Better PET" appeared in Proto Magagine (Massachusetts General Hospital), 2018/6/7
http://protomag.com/articles/better-pet
テレビ「ガリレオ X」にて、頭部 PET 装置紹介, 放送日 2018 年 6 月 24 日(日) 昼 11:30-12:00 BS フジ

2.8 出展など Exhibition (1)[1]

平成 30 年度一般公開にてラボ公開, 2018/4/22.

92

次世代PET研究報告書 2018 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 (4)[1]

2018/4/8-14

Alberto Del Guerra (University of Pisa), Gian Franco Dalla Betta (University of Trento)[2]

2018/6/13-17

Katia Parodi (LMU)[3]

2018/7/3

Mitra Safavi-Naeini, Ryan Middleton, Nicholas Howell, Andrew Chacon (ANSTO)[4]

2018/11/5

Jianyong Jiang (Washington University in St. Louis)

2.11 見学対応 Lab tours for visitors (24)[1]

2018/1/18

内閣府原子力防災内閣府 政策統括官（原子力防災担当）付 参事官（地域防災・訓練担
当）付 地域原子力防災担当官ご一行(計 7 名)

[2]

2018/1/29

量子ビーム科学研究部門放射光科学研究センター 安居院あかね上席研究員[3]

2018/2/15

Nottingham University Hospital, Mr. Alexander John Taylor[4]

2018/2/16

文科省インターン学生 3 名[5]

2018/2/18

第 1 回ホームカミングイベント参加者 33 名

[6]

2018/3/1

北里大学放射線医療技術分野 12 名

[7]

2018/3/2

文科省インターン学生 1 名[8]

2018/3/6

文部科学省研究振興局研究振興戦略官付専門職髙田祥伍様[9]

2018/3/7

NIH National Cancer Institute, Dr. Jeffrey Buchsbaum[10]

2018/4/12

University of Washington, Prof. Paul Kinahan, 国際医療福祉大学保健医療学部三輪健太様[11]2018/6/1

市川学園市川高校 SSH 一行[12]2018/6/21

高洲第二中学校職場体験生徒 2 名[13]

2018/7/18

東大 IARU 学生 22 名

[14]

2018/8/2

浜松ホトニクス大手希望様, 吉川悦治様, 垣本晃宏様, 古森政作様, 橋本二三生様[15]2018/8/24

桐蔭学園高校 1 年生 10 名

[16]

2018/8/27

オーストラリア AINSE ご一行[17]

2018/9/7

文部科学省科学技術・学術政策局科学]技術・学術総括官勝野頼彦様, 政策課長角田喜彦様[18]

2018/9/11

University of Twente ご一行 33 名

[19]

2018/9/12

文部科学省大臣官房審議官(研究振興局担当)千原由幸様ご一行[20]

2018/9/27

文部科学省 科学技術・学術政策局長 松尾泰樹様, 研究開発基盤課量子研究推進室長 西山崇志様[21]

2018/10/1

University of Woolongon internship ご一行 14 名

[22]

2018/10/17

文部科学省 科学技術・学術政策局 研究開発基盤課 量子研究推進室長 奥 篤史様[23]2018/10/17

高崎研国際ワークショップの参加者 11 名

[24]

2018/10/22

原子力規制庁 放射線防護企画課 企画官 吉住奈緒子様, 田中桜様 計 4 名

93次世代PET研究報告書 2018 Report on PET Imaging Physics Research

3. 外部評価（表彰） Awards (7)[1]Taiga Yamaya, WFNMB2018 Best Poster Award Physics, 2018/4/23. (Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Go
Akamatsu, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda, Yuhei Takado, Chie Seki, Makoto Higuchi, Tetsuya Suhara,
Taichi Yamashita, “Imaging performance evaluation of a “helmet-neck” brain PET prototype,” 12th Congress of the World
Federation of Nuclear Medicine and Biology (WFNMB), 2018)
http://www.nirs.qst.go.jp/information/news_prize/2018/0511.html[2]

赤松剛, ほか, 第 115 回日本医学物理学会学術大会大会長賞, 2018/4/15 (Go Akamatsu, Sodai Takyu, Eiji Yoshida,
Munetaka Nitta, Yuma Iwao, Akram Mohammadi, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, "Intrinsic performance evaluation of a
new TOF-PET detector module with 256-ch 3-mm-pitch MPPC array")
http://www.jsmp.org/conf/115/e_presentation.html
http://www.nirs.qst.go.jp/information/news_prize/2018/0426.html[3]

田島英朗, 第 115 回日本医学物理学会学術大会英語プレゼンテーション賞, 2018/4/15
http://www.nirs.qst.go.jp/information/news_prize/2018/0605.html
Han Gyu Kang, 2018 IEEE NSS-MIC Trainee Grant
Yusuke Okumura, 2018 IEEE NSS-MIC Trainee Grant
Sodai Takyu, 2018 IEEE NSS-MIC Trainee Grant
Hideaki Tashima, poster award at the 5th NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology.

[4]
[5]
[6]
[7]

94

次世代 PET 研究報告書 20182018 Report on PET Imaging Physics Research2019 年 2 月 16 日刊行 (Publication on Feb. 16, 2019)

編集

山谷 泰賀 (Taiga Yamaya)

jpet@qst.go.jp

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