陽電子科学第1号（2013）
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- たつぞう かつもと
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1 1 (2013) Japanese Positron Science Society (PET) Positron emission tomography (PET) scanners and associated detectors Abstract: Positron emission tomography (PET) is the most common application of electron-positron pair annihilation. This article briefly describes PET as well as the scintillation crystals and detectors used for measuring the annihilation radiation. The first half of the article describes PET scanners. (i) The benefits of PET are compared with those of X-ray computed tomography (X-CT) and single photon emission computed tomography (SPECT). (ii) The fundamentals of data processing are summarized from the input (accumulations) to the output (images) at three steps: coincidental measurements, corrections, and image reconstructions. (iii) The history ( ) is abstracted emphasizing an increase in the sensitivity. Resent developments in time-of-flight (TOF) PET and OpenPET are also mentioned. (iv) The spatial resolution and the physical limits are discussed including positron range and angular deviation. The second half of the article describes PET detectors. (i) The mechanism of Anger-camera-based position-sensitive radiation detectors is noted. (ii) The scintillation crystals used (had been used) for PET and TOF-PET scanners are reviewed such as NaI:Tl, BGO, BaF 2, LSO, and LaBr 3 :Ce. This article is written for physical scientists, engineers, students as well as medical workers. Keywords: PET, SPECT, RI, nuclear medical test, measurement, correction, imaging reconstruction, history, TOF-PET, spacial resolution, Anger camera, scintillator, BGO, LSO, LaBr 3 :Ce PET 313 1) PET positron emission tomography Tomography PET X CT (Xray computed tomography) SPECT (single photon emission computed tomography) MRI (magnetic resonance imaging) X X CT X X X CT Kengo Shibuya (Institute of Physics, Graduate School of Arts and Sciences, The University of Tokyo), TEL: , FAX: , shibuken@youshi.c.u-tokyo.ac.jp X CT X SPECT PET γ (emission) (radioisotope, RI) RI SPECT PET PET PET 2. PET 2.1 PET FDG (2-deoxy-2-[ 18 F]fluoro-D-glucose 2, 3) ) PET FDG 18 F 3) 18 F 18 O(p,n) 18 F 110 FDG FDG PET 6 1kg
2 (PET) 1 PET SPECT γ (kev) PET 11 C min β +, EC N 9.97 min β +, EC O s β +, EC F min β +, EC 511 SPECT 99m Tc 6.02 h IT In 67.2 h EC 171, I 13.2 h EC Tl 72.9 h EC 135, 167 PET β PET 7) PET FDG 2) 2.2 PET SPECT 1 X CT PET 3.7 MBq FDG FDG 1 3 5) 1 X CT PET X CT PET X CT PET X CT PET PET/CT 6) X CT FDG PET/CT FDG RI SNR signal to noise ratio γ SPECT γ PET 1 PET SPECT SPECT γ PET RI γ 511 kev SPECT γ PET SPECT 14 Japanese Positron Science Society 1 (2013)
3 (PET) PET 50 kg PET SPECT SPECT γ 8) PET γ γ PET 1 PET PET 9) 2.3 PET (line of response: LOR) RI PET γ LOR PET X CT (pixel voxel) X CT LOR 10, 11) LOR LOR (back projection) LOR FBP (filtered back projection) PET ML EM (maximum likelihood-expectation maximization) 2 PET PET PET 2 PET (A) (true event) (B) (random event) PET (time window) PET 5ns (C) (scattered events) 4 (energy window) 511 kev PET 10% 15% PET SNR (noise-equivalent count rate, NECR 12) ) SNR T R S NECR = T 2 T + S + fr f 1 2 NECR (1) 1 (2013) Japanese Positron Science Society 15
4 (PET) R PET γ γ PET 3mm 2mm 1mm PET γ PET NIM CAMAC ASIC (Application Specific Integral Circuit) FPGA (Field- Programmable Gate Array) 13) PET PET 14) 2.4 PET PET PET γ PET PET (Bq cm 3 ) (artifact 15) ) (line source) (blank scan) (emission scan) 3 1 L1 L2 SNR cm 511 kev LOR 68 Ge 511 kev Cs 662 kev 30 LOR (transmission scan) 3 LOR LOR μ(l) l = 0 L 1 L 2 LOR [ 0 ] [ L2 ] exp μ(l)dl exp μ(l)dl L 1 0 [ L2 ] = exp μ(l)dl (2) L 1 LOR LOR (l = 0) LOR PET SPECT PET/CT CT 2 l 16 Japanese Positron Science Society 1 (2013)
5 澁谷 陽電子放射断層撮影 (PET) 装置とその検出器 入門講座 その他の補正 その他の補正を簡略に述べる 計数率が高いと放射線検出器の数え落とし 計数損失 が発生する この数え落としは感度補正とは別に補正す る PET の RI は短半減期のものが多い 表 1 ため 計 数損失率がスキャンの最初と最後では大きく異なる場合 がある また 前節では時間窓で偶発同時計数を エネルギー窓 で散乱同時計数を棄却するとしたが これだけで完全な ノイズ排除はできない そのため これらの位置情報を 持たない事象 もしくは位置情報が劣化した事象に起因 する低周波ノイズが診断画像に加わる 時間窓で棄却出来ない偶発同時計数の計数率は 遅延 同時計数 (delayed coincidence) で推定できる 片方の検出 器の時間情報を遅らせて 真の同時計数が起こり得ない 時間窓で各 LOR の同時計数率を求め この値を差し引く 事で補正する エネルギー窓で棄却できなかった 主に前方散乱によ る散乱同時計数の影響は 再構成された画像上で推定でき る 放射能が本来無いはずの被検者近傍のピクセル ボ クセル にも 散乱同時計数により値が割り振られる こ の値の分布から 画像全体に割り振られた散乱同時計数 の値を外挿推定し 差し引く事で補正する 以上 PET の補正法のあらましを紹介したが 各々のノ イズ要因に対して種々の補正方法が提案されており 装 置の性能や現場の実情に合わせて補正が行われている 2.5 三次元 PET の発達 ここまでは 主に体軸に垂直な断面内を考えたが PET 高感度化の要因として体軸方向に傾斜した断面 スライ ス も利用する三次元計測の発達が重要である 感度に 主眼を置きつつ 概念的に PET 通史を述べる 最も原始的な陽電子イメージングは一対の γ 線検出器 の走査に始まり 次いで対向させた γ カメラによる回転 走査が行われた 現在の PET の原型は 1975 年に UCLA で製作された装置で γ 線検出器が一つのリング状に配置 され 一つの断面に関する情報が得られた 16) 次の段階では複数の検出器リングが平行に存在し 検出 器のリング数と同数の断面が同時に撮像された 図 4(A) 左は このような PET 装置の模式図であり 検出器を結 ぶ線分は 画像再構成が行われる断面を示す また 検出 器リング間には 他の断面から混入する γ 線を遮断する 図 4 ミッシェログラムで表す PET の歴史 ための鉛セプターが挿入されていた 図 4(A) 右は ミッ シェログラム (Michelogram) と呼ばれる概念図で 対角部 分の 記号は 同時計数を行う検出器対が所属するリ ング番号の組み合わせを示す 例えば 第 3 リングに所 属する検出器は 同じ第 3 リングに所属する検出器のみ と同時計数を行う 図 4(B) は リング間に設けられた仮想的な断面を示す 陽電子科学 第 1 号 (2013) 例えば 第 5 リングと第 6 リング もしくは第 6 と第 5 に所属する検出器同士の組み合わせによる同時計数を収 集し このデータから第 5.5 リング 第 5 リングと第 6 リングの間に位置する仮想的なリング の断層像を得る 隣接するリング間の同時計数により 検出器の組み合わ Japanese Positron Science Society 17
6 (PET) 2 4(C) PET (span) 7(= 3 + 4) 4(D) PET PET SSRB (single slice rebinning) MSRB (multislice rebinning) PET PET SSRB MSRB FORE (Fourier rebinning) 17) (E) OpenPET 18) 5 PET 5 OpenPET 19) 11 C 15 O PET 20) 11 C RI PET 21) PET 2.6 TOF PET PET (LOR) γ LOR 22) 6 PET TOF-PET TOF-PET LOR TOF PET SNR 6 TOF 400 ps TOF 23) 18 Japanese Positron Science Society 1 (2013)
7 澁谷 陽電子放射断層撮影 (PET) 装置とその検出器 入門講座 d d 2 図 7 結晶対による同時計数の位置分解能 る同時計数率が最大になるのは結晶の中心軸上に点線源 が来たときで 点線源が結晶の縁の延長線上まで移動す 図 6 TOF 情報の有無によるノイズの違い 23) ると感度はゼロになる したがって 応答関数は図中の 三角形となり この結晶対に固有の空間分解能 (FWHM) は二等分線上で d/2 である 範囲の直径を D x TOF による LOR 方向の空間分解能を Δx とすると TOF 情報を利用した PET の SNR は通常 の PET の D x /Δx 倍となる これは PET 装置の感度 が D x /Δx 倍になったのと同等の効果がある 仮に時間 分解能を 400 ps とすると これは Δx = 6 cm に相当し D x = 30 cm の線源分布ならば感度利得は 2 倍強である ただし この時間分解能は信号処理回路の時間応答特性 までを含む総合的な値であり 数万個のシンチレータ結 晶と数百ないし数千個の光検出器を統括しつつ 装置全 体に亘って均一に 400 ps 程度の分解能を達成する事は容 易ではない 24) なお 一般的な PET の空間分解能は数 mm であり Δx はこれよりも一桁以上大きいため TOF 情報による空間 分解能の向上は期待されない TOF は PET 装置の実効的 な感度を向上させる技術である 2.7 PET の空間分解能 PET の空間分解能を決める物理的要因は 検出器の固 有分解能 陽電子飛程 および消滅 γ 線の角度揺動の三 つである 検出器の固有分解能 まず 検出器の固有分解能について述べる 図 7 では 表2 核種 代表的な PET 核種と陽電子の飛程 25, 26) β+ エネルギー (kev) 最大/平均 水中飛程 (mm) 最大/平均 11 C 970/ / N 1190/ / O 1720/ /3.0 F 635/ /0.7 Ga 1899/ / 陽電子の飛程 原理の節で これを陽電子線源 RI 標識された分子 の 空間分布に関する情報と近似する と述べたが 厳密に は 陽電子は高エネルギーで放出されるため β+ 壊変の 座標と電子 陽電子対消滅の座標は異なる 陽電子はラン ダム方向に放出され この飛程が長いほど PET 画像はボ ケる 表 2 に代表的な PET 核種の飛程を示す 25, 26) 原理 的にサブミリメートルの空間分解能が達成可能な核種は F しかない なお 数 T の強磁場下では陽電子が磁力線 18 に巻き付くため 多少は飛程が短縮される 27) ピクセル化されたシンチレータ結晶 幅 d が対向してい る その二等分線上を点線源が移動すると 両結晶によ 陽電子科学 第 1 号 (2013) Japanese Positron Science Society 19
8 (PET) γ 180 PET FDG-PET γ Ge ) D D D = 60 cm PET 1.4 mm D PET PET γ (d ) 2 Γ= + r (0.0024D) 2 (3) r Γ 20% PET mm 80 5mm 2 mm 3 mm 9 DOI 3. PET 3.1 PET 8 A A B B X = (A B)/(A + B) X X X = 0 XY γ XYZ PET γ Z (depth-of-interaction, DOI) PET 9(A) DOI 9(B) 20 Japanese Positron Science Society 1 (2013)
9 (PET) 10 DOI DOI 29) 10(A) 6 6 A B C D XY (B + D) (A + C) X = A + B + C + D (A + B) (C + D) Y = A + B + C + D 10(B) γ XY 10(B) XY 10(C) 4 4 XY 10(D) 10(C) (C) 10(E) (C) (D) XY XY XY 10(E) (C) (D) 10(F) 256 3mm 3mm 7.5 mm 256 ch γ (F) PET Ce t X CT 1t(1%) SPECT 22 t (30%) PET 30 t (41%) 20 t (28%) 30) (4) 1 (2013) Japanese Positron Science Society 21
10 (PET) 11 γ NaI:Tl CsI:Tl PET NaI:Tl 0.1 mol% NaI:Tl 1MeV nm ( 3eV) 12% NaI:Tl 230 ns 3.67 g cm 3 3 NaI:Tl NaI:Tl NaI:Tl CsI:Tl 1MeV NaI:Tl 540 nm NaI:Tl PET APD (avalanche photodiodes) 31) NaI:Tl PET PET BGO 1970 PET BGO BGO Bi 4 Ge 3 O 12 2eV (self-trapped exciton, STE) BGO 300 ns 1MeV NaI:Tl 3 BGO X BGO 78 BGO-PET 32, 33) NaI:Tl BGO PET PET BGO CsF BaF 2 6 TOF-PET 80 TOF-PET CsF BaF 2 CsF BaF 2 (core exciton) (Auger-free luminescence, AFL) Japanese Positron Science Society 1 (2013)
11 (PET) : [Kr](4d) 10 (4 f ) 1 (5s) 2 (5p) 6 : [Kr](4d) 10 (5s) 2 (5p) 6 (5d) 1 12,,, BaF 2 (225 nm) BaF ns 34) CsF BaF 2 TOF-PET ) LETI 36) 37) BaF 2 TOF-PET CsF CsF BaF TOF D x /Δx 7.1 BGO 90 TOF-PET 3.3 PET Ce Ce 3+ (4 f ) n (4 f ) n Ce 3+ 4f (4 f ) n 1 (5d) 1 ( f ) n ( f ) n 1 d 38) Ce 3+ NaI:Tl s 2 sp LSO LYSO 1992 LSO LSO BGO LSO Lu 2 SiO 5 :Ce BGO BGO 75 BGO 40 ns BGO 3 1 MeV PET 2150 C 39) 176 Lu 300 Bq cm 3 40) PET Lu LSO TOF-PET TOF SNR Philips PET TOF 550 ps 600 ps LSO LYSO Lu 3+ Y Å 0.90Å 4.5% LSO Lu Y 41) Lu 2(1 x) Y 2x SiO 5 :Ce Y 5% LYSO LSO 2100 C LSO LaBr 3 :Ce NaI:Tl LaBr 3 :Ce 1MeV NaI:Tl 3 15 ns NaI:Tl 5.3 NaI:Tl 4 NaI:Tl 783 C 500 kev γ 4% 1 (2013) Japanese Positron Science Society 23
12 (PET) 3 PET NaI:Tl BGO CsF BaF 2 LSO:Ce GSO:Ce LaBr 3 :Ce Xe (g cm 3 ) kev (cm) ( MeV 1 ) (nm) (ns) / / / / / ,,, 42) TOF-PET 43) GSO LGSO GSO PET GSO Gd 2 SiO 5 :Ce LSO (6.71) GSO Ce Ce 0.5 mol% 1.5 mol% GSO 60 ns 37 ns (phoswich) 44) GSO LSO LGSO Lu LSO LYSO 45) Gd Pr 3+ Ce 3+ Pr 3+ Ce 3+ 46) Xe K 3gcm 3 1MeV ns 174 nm PET 511 kev γ 47) Xe n 1/n c c/n PbF 48) 2 PbWO 49) 4 MCP 50 ps 50) PET 3 PET 4. PET 24 Japanese Positron Science Society 1 (2013)
13 (PET) γ γ PET PET PET PET PET PET 1) PET 2) T. Ido et al.: J. Labelled Compounds Radiopharmaceuticals 14 (1978) ) S. S. Gambhir: Nature Rev. Cancer 2 (2002) ) FDG PET, PET/CT 2012, ) FDG-PET/CT, ) D. W. Townsend et al.: J. Nucl. Mad. 45 (2004) 4S. 7) A. Nordberg: Lancet Neurology 3 (2004) ) R. J. Jaszczak et al.: IEEE Trans. Nucl. Sci. 27 (1980) ) 102 (2004) ) A. J. Reader, H. Zaidi: PET Clinics 2 (2007) ) 62 6 (2006) ) T. R. DeGrado et al.: J. Nucl. Med. 35 (1994) ) J. W. Young, J. C. Moyers, M. Lenox: IEEE Trans. Nucl. Sci. 47 (2000) ) S. R. Cherry et al.: IEEE Trans. Nucl. Sci. 44 (1997) ) W. Sureshbabu, O. Mawlawi: J. Nucl. Med. Tech. 33 (2005) ) M. E. Phelps et al.: J. Nucl. Med. 16 (1975) ) M. Defrise et al.: IEEE Trans. Med. Imag. 16 (1997) ) T. Yamaya et al.: Phys.Med.Biol.56 (2011) ) 20) J. Pawelke et al.: IEEE Trans. Nucl. Sci. 44 (1997) ) M. Kanazawa et al.: Nucl. Phys. A 701 (2002) ) W. W. Moses: IEEE Trans. Nucl. Sci. 50 (2003) ) Radioisotopes 55 (2006) ) J. S. Karp et al.: J. Nucl. Med. 49 (2008) ) M. R. Palmer, X. Zhu, J. A. Parker: IEEE Trans. Nucl. Sci. 52 (2005) ) C. Champion and C. L. Loirec: Phys. Med. Biol. 51 (2006) ) B. E. Hammer, N. L. Christensen, B. G. Heil: Med. Phys. 21 (1994) ) K. Shibuya et al.: Phys. Med. Biol. 52 (2007) ) F. Nishikido et al.: Nucl. Instrum. Methods A 584 (208) ) C. L. Melcher: Nucl. Instrum. Methods A 537 (2005) 6. 31) J. Kataoka et al.: Nucl. Instrum. Methods A 541 (2005) ) C. J. Thompson, Y. L. Yamamoto, E. Meyer: IEEE Trans. Nucl. Sci. 26 (1979) ) N. Nohara et al.: IEEE Trans. Nucl. Sci. 27 (1980) ) P. Schotanus et al.: Nucl. Instrum. Methods A 259 (1987) ) M. M. Ter-Pogossian et al.: IEEE Trans. Med. Imag. 1 (1982) ) B. Mazoyer et al.: IEEE Trans. Nucl. Sci. 37 (1990) ) K. Ishii et al.: Rev. Sci. Instrum. 61 (1990) ), 2000 p ) C. L. Melcher et al.: IEEE Trans. Nucl. Sci. 50 (2003) ) C. Knoess et al.: IEEE Trans. Nucl. Sci. 49 (2002) ) D. W. Cooke et al.: J. Appl. Phys. 88 (2000) ) K. S. Shah et al.: IEEE Trans. Nucl. Sci. 50 (2003) ) D. R. Schaart et al.: Phys. Med. Biol. 55 (2010) N ) S. Yamamoto: IEEE Trans. Nucl. Sci. 45 (1998) ) T. Usui et al.: IEEE Trans. Nucl. Sci. 54 (2007) ) K. Kamada et al.: IEEE Trans. Nucl. Sci. 55 (2008) ) F. Nishikido et al.: J. Appl. Phys. 44 (2005) ) D. F. Anderson et al.: Nucl. Instrum. Methods A 290 (1990) ) M. Kobayashi et al.: Nucl. Instrum. Methods A 459 (2001) ) K. Shibuya et al.: Appl. Phys. Express 3 (2010) ( ) : DC, 3 1 PD, 3 PET 1 (2013) Japanese Positron Science Society 25
SPECTにおける撮像時間短縮の研究
SPECT(single photon emission computed tomography) 031-8001355-5 SPECT (single photon emission computed tomography) 20 30 SPECT OS-EM (ordered subsets-expectation maximization) OS-EM SNR (signal to noise
3-2 PET ( : CYRIC ) ( 0 ) (3-1 ) PET PET [min] 11 C 13 N 15 O 18 F 68 Ga [MeV] [mm] [MeV]
![3-2 PET ( : CYRIC ) ( 0 ) (3-1 ) PET PET [min] 11 C 13 N 15 O 18 F 68 Ga [MeV] [mm] [MeV]](/thumbs/91/106519999.jpg "3-2 PET ( : CYRIC ) ( 0 ) (3-1 ) PET PET [min] 11 C 13 N 15 O 18 F 68 Ga [MeV] [mm] [MeV]")
3 PET 3-1 PET 3-1-1 PET PET 1-1 X CT MRI(Magnetic Resonance Imaging) X CT MRI PET 3-1 PET [1] H1 D2 11 C-doxepin 11 C-raclopride PET H1 D2 3-2 PET 0 0 H1 D2 3-1 PET 3-2 PET ( : CYRIC ) ( 0 ) 3-1-2 (3-1
PET. PET, PET., PET 1, TPC 3.,. TPC,,.
PET TPC 21 2 9 PET. PET, PET., PET 1, TPC 3.,. TPC,,. 1 6 2 PET 7 2.1........................... 7 2.1.1 PET..................... 7 2.1.2.......................... 10 2.2..............................
(Microsoft Word - \210\363\215\374\227p\226{\225\266.doc)
[1] シンチレータから見た PET の世界 石橋浩之 清水成宜 日立化成工業 ( 株 ) 機能性材料研究所 1. はじめに近年の画像診断装置の進歩には目を見張るものがある その代表と言える X 線 CT(X-ray Transmission Computed Tomography) は 1973 年 Hounsfield によって開発された [1] それまでの X 線フィルムのかわりに NaI:Tl
スライド 1
断層画像 (CT,SPECT,PET) を得るためのフィルタは 2 種類ある Pre-filter 前処理フィルタ 断層画像の元になるプロジェクション像の雑音除去 Butterworth, Wiener フィルタなど Reconstruction filter 再構成フィルタ FBP( フィルタ畳重逆投影法 ) で断層画像を作成する場合に フーリエ空間 ( 周波数空間 ) で行う処理と同じ計算結果を得る実空間フィルタ
(Microsoft Word - \221\3461\225\224\214\343\224\274.doc)
(18 18) 近接撮像型 DOI-PET 装置の計算機シミュレーションによる検出器配置の検討 菅幹生 1) 山谷泰賀 2) 小林哲哉 1) 高橋悠 1) 1) 千葉大学 工学部 2) 放射線医学総合研究所 医学物理部 1. はじめに近年 食生活の欧米化や生活様式の変化に伴い 乳がんによる死亡率は急激に上昇している 乳がんは早期発見 早期治療による効果が非常に高いことから 初期段階での発見を目的とした乳がん検診が薦められている
1 3 1.1 PET..................................... 3 1.1.1......................................... 3 1.1.2 PET................................. 4 1.2..
21 PET 06S2037G 2010 3 1 3 1.1 PET..................................... 3 1.1.1......................................... 3 1.1.2 PET................................. 4 1.2........................................
陽電子科学 第4号 (2015) 3-8
4 (2015) 3 8 Japanese Positron Science Society Positron annihilation age momentum correlation (AMOC) measurement Abstract: Positron annihilation Age-MOmentum Correlation (AMOC) measurement is the coincidence
NaI(Tl) CsI(Tl) GSO(Ce) LaBr 3 (Ce) γ Photo Multiplier Tube PMT PIN PIN Photo Diode PIN PD Avalanche Photo Diode APD MPPC Multi-Pixel Photon Counter L
19 P6 γ 2 3 27 NaI(Tl) CsI(Tl) GSO(Ce) LaBr 3 (Ce) γ Photo Multiplier Tube PMT PIN PIN Photo Diode PIN PD Avalanche Photo Diode APD MPPC Multi-Pixel Photon Counter LaBr 3 (Ce) PMT 662keV 2.9% CsI(Tl) 7.1%
SPECT(Single Photon Emission Computer Tomography ) SPECT FWHM 3 4mm [] MPPC SPECT MPPC LSO 6mm 67.5 photo electron 78% kev γ 4.6 photo electron SPECT
![SPECT(Single Photon Emission Computer Tomography ) SPECT FWHM 3 4mm [] MPPC SPECT MPPC LSO 6mm 67.5 photo electron 78% kev γ 4.6 photo electron SPECT](/thumbs/92/110123587.jpg "SPECT(Single Photon Emission Computer Tomography ) SPECT FWHM 3 4mm [] MPPC SPECT MPPC LSO 6mm 67.5 photo electron 78% kev γ 4.6 photo electron SPECT")
3 SPECT SJ SPECT(Single Photon Emission Computer Tomography ) SPECT FWHM 3 4mm [] MPPC SPECT MPPC LSO 6mm 67.5 photo electron 78% kev γ 4.6 photo electron SPECT 9ch MPPC array 3 3 9 3 3 9.mm(sigma) . SPECT..................................................................3............
03J_sources.key
Radiation Detection & Measurement (1) (2) (3) (4)1 MeV ( ) 10 9 m 10 7 m 10 10 m < 10 18 m X 10 15 m 10 15 m ......... (isotope)...... (isotone)......... (isobar) 1 1 1 0 1 2 1 2 3 99.985% 0.015% ~0% E
(Microsoft Word - \210\363\215\374\227p\226{\225\266.doc)
[9] 放射線技師から見た装置への期待 - 臨床 PET の定量性 - 谷本克之 放射線医学総合研究所 重粒子医科学センター病院診療放射線室. はじめに 976 年 日本における Positron Emission Tomography(PET) 研究は 放射線医学総合研究所において開始され その後もしばらくの間 PETは限られた施設における臨床研究として利用されてきた 996 年 5 O- 標識ガス
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25 7 乳房専用 PET 診療ガイドライン作成メンバー PET 1 はじめに PET 18 F-2- -2- -D- FDG 14 12 FDG-PET FDG-PET 1) T1b 0.5 cm 1.0 cm T1c 1.0 cm 2.0 cm P=0.003 1.0 cm 2) MRI FDG-PET PET 1 cm FDG FDG 1 対向型乳房専用 PET 装置 2 2 3 6) 2 4
核医学分科会誌
日本放射線技術学会第 72 回総会学術大会専門講座後抄録 核医学検査に用いる装置の基礎 asic Lecture of an Imaging Device in Nuclear Medicine 株式会社東芝メディカルシステムズ本村信篤 核医学検査に使用する画像撮影装置 すなわちガンマカメラ (SPECT) と PET の基礎技術について概説した CT MRI US などと異なり 自身で測定用エネルギーを発しないため
IEEE HDD RAID MPI MPU/CPU GPGPU GPU cm I m cm /g I I n/ cm 2 s X n/ cm s cm g/cm
Neutron Visual Sensing Techniques Making Good Use of Computer Science J-PARC CT CT-PET TB IEEE HDD RAID MPI MPU/CPU GPGPU GPU cm I m cm /g I I n/ cm 2 s X n/ cm s cm g/cm cm cm barn cm thn/ cm s n/ cm
(Microsoft Word - \221\3461\225\224\214\343\224\274.doc)
(12 12) 最近の TOF-PET と TOF 用シンチレータの動向 澁谷憲悟 放射線医学総合研究所医学物理部 1. はじめに 昨年 10 月にプエルトリコで開催された IEEE Nuclear Science Symposium & Medical Imaging Conference (NSS/MIC) 2005 において 消滅放射線の飛行時間情報を画像再構成に用いる方式の陽 電子放射断層撮像装置
放射線検出モジュール C12137 シリーズ 高精度で小型の高感度放射線検出モジュール C12137シリーズは シンチレータとMPPC (Multi-Pixel Photon Counter) を内蔵した 137 Cs ( セシウム137) などからのγ 線検出を目的とするモジュールです 入射したγ
高精度で小型の高感度 C7シリーズは シンチレータとMPPC (Multi-Pixel Photon Counter) を内蔵した 7 Cs ( セシウム7) などからのγ 線検出を目的とするモジュールです 入射したγ 線をシンチレータにて可視光に変換し MPPCで極微弱な光まで検出して 低エネルギー γ 線を高精度に計測することが可能です 信号処理回路やA/D 変換回路をコンパクトな筐体に収めており
W 1983 W ± Z cm 10 cm 50 MeV TAC - ADC ADC [ (µs)] = [] (2.08 ± 0.36) 10 6 s 3 χ µ + µ 8 = (1.20 ± 0.1) 10 5 (Ge
![W 1983 W ± Z cm 10 cm 50 MeV TAC - ADC ADC [ (µs)] = [] (2.08 ± 0.36) 10 6 s 3 χ µ + µ 8 = (1.20 ± 0.1) 10 5 (Ge](/thumbs/91/105929864.jpg "W 1983 W ± Z cm 10 cm 50 MeV TAC - ADC ADC [ (µs)] = [] (2.08 ± 0.36) 10 6 s 3 χ µ + µ 8 = (1.20 ± 0.1) 10 5 (Ge")
22 2 24 W 1983 W ± Z 0 3 10 cm 10 cm 50 MeV TAC - ADC 65000 18 ADC [ (µs)] = 0.0207[] 0.0151 (2.08 ± 0.36) 10 6 s 3 χ 2 2 1 20 µ + µ 8 = (1.20 ± 0.1) 10 5 (GeV) 2 G µ ( hc) 3 1 1 7 1.1.............................
Donald Carl J. Choi, β ( )
:: α β γ 200612296 20 10 17 1 3 2 α 3 2.1................................... 3 2.2................................... 4 2.3....................................... 6 2.4.......................................
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!!!!!!!!!!!! TEM! SEM, AFM! 参考文献 最先端材料システム One Point! イメージング (共立出版) 実験がうまくいく 蛍光 発光試薬の 選び方と使い方! (羊土社) 非侵襲 可視化 技術ハンドブック (NTS) 講義と実習 生細胞蛍光 イメージング (共立出版) よくわかる生物電子 顕微鏡技術 (共立出版) (in vivo) - /! - MRI! - X! in
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<93C195CA D834F E696E6464>
45 I I Diabetes and Heart: Insight by Imaging Juhani Knuuti Turku PET Centre, Turku University Central Hospital II I Development and Application of Beta-Amyloid Imaging Agents Chet A. Mathis Department
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42 臨床技術 論文受付 2009 年 5 月 25 日 論文受理 2009 年 11 月 25 日 Code No. 333 18 F-FDG を用いた脳 PET 検査の健常者データベースにおける Transmission 撮像および減弱補正法の影響 1, 小林正和 2) 杉本勝也 3) 丸山力哉 3) 辻川哲也 4) 2) 工藤崇清野泰 2) 小野口昌久 1) 1, 川井恵一 2) 藤林靖久 2)
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浜松医科大学紀要
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25 3 4 1 µ e + ν e +ν µ µ + e + +ν e + ν µ e e + TAC START STOP START veto START (2.04 ± 0.18)µs 1/2 STOP (2.09 ± 0.11)µs 1/8 G F /( c) 3 (1.21±0.09) 5 /GeV 2 (1.19±0.05) 5 /GeV 2 Weinberg θ W sin θ W
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CsI(Tl) 2005/03/30 1 2 2 2 3 3 3.1............................................ 3 3.2................................... 4 3.3............................................ 5 4 6 4.1..............................................
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158 MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY Vol. 35 No. 3 May 2017 * * PET/CT 1 1 2 2 3 2 4 PET/CT PET/CT CT PET CT 10 PET/CT FROC 1 3.9 76 PET/CT Med Imag Tech 35 3 : 158 166, 2017 1. 1 magnetic resonance imaging
スライド 1
期末試験平成 30 年 12 月 19 日 ( 水 ) 選択問題 100 題 配布プリントに載せた問題 + α 平成 26 年模擬試験解答 3 11 時 10 分に 200MBq あった 18F-FDG を 12 時に患者 ( 身長 150cm 体重 50kg) へ投与し 13 時に PET 撮像を開始し,14 時 50 分に解析を行ったところ, 病変部位を囲んだ関心領域の放射能は 30000Bq/ml
Accuracy check of grading of XCT Report Accuracy check of grading and calibration of CT value on the micro-focus XCT system Tetsuro Hirono Masahiro Ni
JAMSTEC Rep. Res. Dev., Volume 8, November 2008, 29 36 X CTm/pixel X CT X CT. -. mol/l KI KI CT CT X CT CT ; - - +- -- hirono@ess.sci.osaka-u.ac.jp Accuracy check of grading of XCT Report Accuracy check
1 Kinect for Windows M = [X Y Z] T M = [X Y Z ] T f (u,v) w 3.2 [11] [7] u = f X +u Z 0 δ u (X,Y,Z ) (5) v = f Y Z +v 0 δ v (X,Y,Z ) (6) w = Z +
![1 Kinect for Windows M = [X Y Z] T M = [X Y Z ] T f (u,v) w 3.2 [11] [7] u = f X +u Z 0 δ u (X,Y,Z ) (5) v = f Y Z +v 0 δ v (X,Y,Z ) (6) w = Z +](/thumbs/81/83701592.jpg "1 Kinect for Windows M = [X Y Z] T M = [X Y Z ] T f (u,v) w 3.2 [11] [7] u = f X +u Z 0 δ u (X,Y,Z ) (5) v = f Y Z +v 0 δ v (X,Y,Z ) (6) w = Z +")
3 3D 1,a) 1 1 Kinect (X, Y) 3D 3D 1. 2010 Microsoft Kinect for Windows SDK( (Kinect) SDK ) 3D [1], [2] [3] [4] [5] [10] 30fps [10] 3 Kinect 3 Kinect Kinect for Windows SDK 3 Microsoft 3 Kinect for Windows
42 1 Fig. 2. Li 2 B 4 O 7 crystals with 3inches and 4inches in diameter. Fig. 4. Transmission curve of Li 2 B 4 O 7 crystal. Fig. 5. Refractive index
MEMOIRS OF SHONAN INSTITUTE OF TECHNOLOGY Vol. 42, No. 1, 2008 Li 2 B 4 O 7 (LBO) *, ** * ** ** Optical Scatterer and Crystal Growth Technology of LBO Single Crystal For Development with Optical Application
Λ (Λ ) Λ (Ge) Hyperball γ ΛN J-PARC Λ dead time J-PARC flash ADC 1 dead time ( ) 1 µsec 3
19 Λ (Λ ) Λ (Ge) Hyperball γ ΛN J-PARC Λ dead time J-PARC flash ADC 1 dead time ( ) 1 µsec 3 1 1 1.1 γ ΛN................. 1 1.2 KEK J-PARC................................ 2 1.2.1 J-PARC....................................
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深層学習技術の進展 ImageNet Classification 画像認識 音声認識 自然言語処理 機械翻訳 深層学習技術は これらの分野において 特に圧倒的な強みを見せている Figure (Left) Eight ILSVRC-2010 test Deep images and the cited4: from: ``ImageNet Classification with Networks et
Techniques for Nuclear and Particle Physics Experiments Energy Loss by Radiation : Bremsstrahlung 制動放射によるエネルギー損失は σ r 2 e = (e 2 mc 2 ) 2 で表される為
Techniques for Nuclear and Particle Physics Experiments.. Energy Loss by Radiation : Bremsstrahlung 制動放射によるエネルギー損失は σ r e = (e mc ) で表される為 質量に大きく依存する Ex) 電子の次に質量の小さいミューオンの制動放射によるエネルギー損失 m e 0.5 MeV, m
Terahertz Color Scanner Takeshi YASUI Terahertz THz spectroscopic imaging is an interesting new tool for nondestructive testing, security screening, b
Terahertz Color Scanner Takeshi YASUI Terahertz THz spectroscopic imaging is an interesting new tool for nondestructive testing, security screening, biological imaging, and other applications because of
xx/xx Vol. Jxx A No. xx 1 Fig. 1 PAL(Panoramic Annular Lens) PAL(Panoramic Annular Lens) PAL (2) PAL PAL 2 PAL 3 2 PAL 1 PAL 3 PAL PAL 2. 1 PAL
PAL On the Precision of 3D Measurement by Stereo PAL Images Hiroyuki HASE,HirofumiKAWAI,FrankEKPAR, Masaaki YONEDA,andJien KATO PAL 3 PAL Panoramic Annular Lens 1985 Greguss PAL 1 PAL PAL 2 3 2 PAL DP
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229-ThTES α = e 2 /2ε 0 hc (John D. Barrow 2005) Radiationdominated era Matterdominated era Dark energy era 10 3 10 4 10 5 10 6 10 7 10 8 10 9 10 10 Time (years) Time 2 α = e 2 /2ε 0 hc (John D. Barrow
光学
Range Image Sensors Using Active Stereo Methods Kazunori UMEDA and Kenji TERABAYASHI Active stereo methods, which include the traditional light-section method and the talked-about Kinect sensor, are typical
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Study of multiple electron transfer processes to Highly charged ions with microcapillary targets : 96941 2001/01/19 1 5 1.1... 5 1.2... 6 1.2.1... 6 1.2.2 Classical over barrier(cob)... 7 1.2.3... 8 1.3...
1611 原著 論文受付 2009 年 6 月 2 日 論文受理 2009 年 9 月 18 日 Code No. 733 ピクセル開口率の向上による医用画像表示用カラー液晶モニタの物理特性の変化 澤田道人 石川晃則 1) 松永沙代子 1) 1) 石川陽子 有限会社ムツダ商会 1) 安城更生病院放射
1611 原著 論文受付 2009 年 6 月 2 日 論文受理 2009 年 9 月 18 日 Code No. 733 ピクセル開口率の向上による医用画像表示用カラー液晶モニタの物理特性の変化 澤田道人 石川晃則 1) 松永沙代子 1) 1) 石川陽子 有限会社ムツダ商会 1) 安城更生病院放射線技術科 緒言 3D PET/CT Fusion 1 liquid crystal display:
Thick-GEM 06S2026A 22 3
Thick-GEM 06S2026A 22 3 (MWPC-Multi Wire Proportional Chamber) MPGD(Micro Pattern Gas Detector) MPGD MPGD MPGD MPGD GEM(Gas Electron Multiplier) GEM GEM GEM Thick-GEM GEM Thick-GEM 10 4 Thick-GEM 1 Introduction
PowerPoint Presentation
/ 2008/04/04 Ferran Salleras 1 2 40Gb/s 40Gb/s PC QD PC: QD: e.g. PCQD PC/QD 3 CP-ON SP T CP-OFF PC/QD-SMZ T ~ps, 40Gb/s ~100fJ T CP-ON CP-OFF 500µm500µm Photonic Crystal SMZ K. Tajima, JJAP, 1993. Control
はじめに
γ 線 1. はじめに γ 線は α 線 β 線に次いで より透過力の高い放射線としてフランス人 Paul Villard が発見し Ernest Rutherford が命名したとされる γ 線は 励起状態の原子核が他の励起状態を経て基底状態に遷移する過程で放出される電磁波と定義され 原子核のα 壊変 β 壊変 自発核分裂 中性子捕獲 1) などの原子核反応によって励起された原子核を起源とする 元素から放出される電磁波には
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シンチレーションカメラ ( MeVγ カメラ散乱 γ 検出部 ) の製作 京都大学宇宙線研究室 M1 西村広展 1 散乱 γ 線カメラ 2 アンガーカメラ 3 ピクセルカメラ 1 散乱 γ 線カメラ 二次元位置分解能数 mm エネルギー分解能 9%(FWHM) @662keV Energy band 100keVから2MeV 吸収係数大 大面積 (30cm 30cm) 5 安価 低電力 大強度 シンチレーターの利用
pp * Yw; Mq 1. 1L 20 cc [1] Sonoluminescence: Light emission from acoustic cavitation bubble. Pak-Kon Choi (Departm
![pp * Yw; Mq 1. 1L 20 cc [1] Sonoluminescence: Light emission from acoustic cavitation bubble. Pak-Kon Choi (Departm](/thumbs/94/118261255.jpg "pp * Yw; Mq 1. 1L 20 cc [1] Sonoluminescence: Light emission from acoustic cavitation bubble. Pak-Kon Choi (Departm")
73 7 2017 pp. 447 454 447 * 43.25.Yw; 78.60.Mq 1. 1L 20 cc [1] Sonoluminescence: Light emission from acoustic cavitation bubble. Pak-Kon Choi (Department of Physics, Meiji University, Kawasaki, 214 8571)
研究成果報告書
様式 C-19 F-19 Z-19( 共通 ) 1. 研究開始当初の背景癌の治癒率向上には 何よりもまず早期に癌を発見することが不可欠となる PET ( 陽電子断層撮影 ) は癌の活性度に応じた機能画像を与え有効な手段になり得るが 従来の PET 装置は大型で解像度も悪く (5-10mm 程度 ) 初期病巣の発見が難しい PET 自体の解像度 画質を向上することが必要であるが PMT( 光電子増倍管