論文の公開元へ波高積分電荷比を用いた3次元シンチレータ発光位置弁別システムの開発
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波高積分電荷比を用いた3次元シンチレータ発光位置弁別システムの開発
宮田, 賢人
北海道大学. 博士(医理工学) 甲第15656号
2023-09-25
10.14943/doctoral.k15656
http://hdl.handle.net/2115/91138
Type
theses (doctoral)
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Miyata_Kento.pdf
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Hokkaido University Collection of Scholarly and Academic Papers : HUSCAP
学位論文
波高積分電荷比を用いた 3 次元シンチレータ発光位置弁別システムの開発
（Development of a data acquisition system for 3-dimensional position detection of
scintillation using a Peak-to-Charge discrimination method ）
２０２３年９月
北海道大学
宮田
賢人
学位論文
波高積分電荷比を用いた 3 次元シンチレータ発光位置弁別システムの開発
（Development of a data acquisition system for 3-dimensional position detection of
scintillation using a Peak-to-Charge discrimination method ）
２０２３年９月
北海道大学
宮田
賢人
目
次
1.
発表論文目録および学会発表目録 .................................................................................................. 1
2.
緒言................................................................................................................................................ 2
2.1.
小動物用 Positron emission tomography (PET) 装置 .............................................................. 2
2.2.
シンチレーション検出器 ......................................................................................................... 3
2.3.
Depth-of-Interaction (DOI) 検出器 ........................................................................................ 5
2.4.
Peak-to-Charge discrimination ................................................................................................ 6
2.5.
Data acquisition (DAQ) system ............................................................................................... 7
2.5.1.
光検出素子 ....................................................................................................................... 7
2.5.2.
信号処理回路.................................................................................................................... 8
2.6.
Cosmo-Z ............................................................................................................................... 10
2.7.
本研究の目的......................................................................................................................... 11
3.
略語表 .......................................................................................................................................... 13
4.
実験方法....................................................................................................................................... 15
4.1.
検出器モジュール.................................................................................................................. 15
4.2.
データ収集 ............................................................................................................................ 17
4.2.1.
Programmable logic (PL) ............................................................................................... 19
4.2.1.1.
ADC デコード回路 ................................................................................................. 19
4.2.1.2.
FIR フィルタ ........................................................................................................... 21
4.2.1.3.
PQD エンジン......................................................................................................... 23
4.2.1.4.
タイムスタンプ ....................................................................................................... 24
4.2.1.5.
計測データ転送回路 ................................................................................................ 24
4.2.2.
Processing system........................................................................................................... 25
4.2.2.1.
Socket 通信.............................................................................................................. 25
4.2.2.2.
User-space I/O (UIO) ............................................................................................. 25
4.2.2.3.
計測データへのアクセス ......................................................................................... 26
4.2.2.4.
処理の流れ .............................................................................................................. 27
4.2.3.
Back-end PC .................................................................................................................. 28
4.3.
実験体系................................................................................................................................ 29
4.4.
評価方法................................................................................................................................ 30
5.
実験結果....................................................................................................................................... 35
6.
考察.............................................................................................................................................. 41
7.
総括および結論 ............................................................................................................................ 44
8.
謝辞.............................................................................................................................................. 45
9.
引用文献....................................................................................................................................... 46
1. 発表論文目録および学会発表目録
本研究の一部は以下の論文に発表した。
1. Kento Miyata, Ryo Ogawara and Masayori Ishikawa
Improvement of Crystal Identification Accuracy for Depth-of-Interaction Detector
System with Peak-to-Charge Discrimination Method
Sensors 23, no. 10: 4584. (2023)
本研究の一部は以下の学会に発表した。
1. Kento Miyata and Masayori Ishikawa
Development
of the Peak-to-Charge-Discrimination-based
Depth-of-Interaction
detector for the Positron emission tomography
2022 IEEE Nuclear Science Symposium, Medical Imaging Conference and Room
Temperature Semiconductor Detector Conference, 05-12 November 2022, Milano, Italy
1
2. 緒言
2.1. 小動物用 Positron emission tomography (PET) 装置
近年、医療現場における画像診断技術は飛躍的に向上しており、分子イメージングと呼
ばれる技術が注目を集めている。分子イメージングでは、単一光子放射断層撮影（Single
photon emission computed tomography: SPECT）装置や陽電子断層撮影（Positron emission
tomography: PET）装置などを用いて、生体内に投与した放射性薬剤から放出される放射
線を計測し、薬剤の分布画像を得ることができる。PET 装置を用いる際に投与する放射性
薬剤は、生体内分子に特異的に結合する化合物を陽電子放出核種で標識したものである。
核種から等方的に放出される陽電子は、体内で数 mm 進んだ後に電子対消滅を起こし、
180 ﾟ±0.25 ﾟ方向に 2 つの 511keV ガンマ線を放射する。これらのガンマ線が対向する 2
つのシンチレーション検出器で同時に検出されたとき、入射した放射線の情報を収集し、
その 2 つのシンチレータ中心を結ぶ線である LOR（Line of response）を作成する（図 21）。この LOR は PET 装置を用いた画像再構成など様々な解析で用いられる基本的な量と
なる。一般的に散乱線や±0.25 ﾟの角度揺動、偶発同時計数を排除した場合、電子対消滅を
起こした位置は LOR 上の一点であると考えられ、多数の LOR から画像再構成が行われ
る。
小動物用 PET 装置はマウスやラットなどの実験用小動物における様々な生物学的プロ
セスを可視化することができ、神経受容体イメージング(Dupont et al., 2021)、代謝測定
(Wu et al., 2007)、がん研究(Wang et al., 2020)、遺伝子発現(Seo et al., 2020)、薬剤開発
(Nerella et al., 2022)など多様な研究に用いられている。小動物の微細な解剖学的構造を描
出するためには、高い空間分解能が要求される。PET 装置の空間分解能を向上させる方法
としては、飛程が短い陽電子を放出する核種の投与、微細な検出器の使用、消滅ガンマ線
図 2-1
対消滅 γ 線の発生と PET 装置による検出
2
の非共線性による影響の低減などがあげられる(Humm et al., 2003; Mohammadi et al.,
2019)。先に述べたように 2 つの消滅ガンマ線は水中で±0.25 ﾟの角度揺動を持つため、再
構成画像にガウス分布状のぼやけが発生してしまい、空間分解能が低下する。PET 装置の
検出器リング径が大きいほど角度揺動の影響が大きくなり、ガウス分布状のぼやけの
FWHM は大きくなる(Humm et al., 2003; Mohammadi et al., 2019)。そのため、消滅ガン
マ線の非共線性による影響を低減するためには、検出器リング径を小さくすることが好ま
しい。LOR 解析では２つのガンマ線を検出した検出器ペアの中心同士を直線で結ぶために、
検出器サイズによる誤差が生じてしまう。これらは視差誤差と呼ばれており、FOV（Field
of view）辺縁部において最も画質低下に影響を及ぼす(Humm et al., 2003; Mohammadi et
al., 2019)。また、視差誤差は検出器へ斜めに入射する成分が増加する FOV の小さな PET
装置においてより大きな影響を及ぼすことから、検出器リング径を小さくするほど、視差
誤差による空間分解能の低下が顕著になる。
2.2. シンチレーション検出器
PET 装置では主にシンチレーション検出器を用いて、対消滅ガンマ線の検出が行われる。
シンチレーション検出器は、電離放射線と相互作用を起こして蛍光を示す材料であるシン
チレータと、光電子増倍管などの光検出素子とを組み合わせることで放射線検出器として
働く。シンチレーション検出器によるガンマ線の検出過程を図 2-2 に、PET 装置でよく用
いられるシンチレータを表 2-1 に示す。シンチレータは有機シンチレータと無機シンチレ
ータの二つに大別される。そのうち無機シンチレータは名前の通り無機化合物によるシン
チレータであり、原子番号が大きく密度が高い傾向があることからガンマ線やエックス線
の検出に用いられることが多く、PET 用のシンチレーション検出器にも主に無機シンチレ
ータが使用される。無機シンチレータでは、電離放射線を吸収して励起された電子が時間
とともに基底状態に遷移するときにシンチレーション光と呼ばれる蛍光を発し、シンチレ
ーション光の減衰時間は励起状態の寿命によって決定さる。シンチレーション光の発光効
率を向上させ、発光を可視光領域に変更するために、活性化物質をごく微量混入させるこ
とがある。また、この活性化物質の添加量に応じてシンチレーション光の特性が大きく変
化する場合がある(Melcher et al., 1990)。無機シンチレータは一般的に、坩堝で溶かしたシ
ンチレータ材料を単結晶化することで形成される。シンチレータ生成法として最もよく用
いられる手法の一つである Czochralski 法では、1700℃以上に溶かしたシンチレータ材料
を引き上げてインゴットとして単結晶化していく。生成されたシンチレータのインゴット
では結晶内で活性化物質の濃度に勾配が生じることが知られており、一般的にインゴット
の下部になるほど添加濃度が高くなる(Kurashige et al., 2003)。したがって、一つのインゴ
ットから切り出した多数のシンチレータの間でも、シンチレーション光の発光特性が異な
3
る場合がある。PET 装置においては、ガンマ線がシンチレータと相互作用を起こして発生
した可視光は、光電子増倍管（Photomultiplier tube: PMT）や Silicon photomultiplier
（SiPM）
などの光検出素子によって電気信号に変換され、後段の電子回路で処理される。一般的な
光電子増倍管は、入射窓、光電面（陰極）、集束電極、電子増倍部（ダイノード）、陽極によ
り構成される。シンチレータから放出された可視光は、光電子増倍管の入射窓を透過して
光電面内の電子を励起し、光電子が放出される。放出された光電子は集束電極で加速、集
束されて後段の電子増倍部（ダイノード）に衝突し、二次電子放出を繰り返すことで 106 倍
程度にまで電子数を増倍する。電子増倍部（ダイノード）の最終段から放出された二次電
子は陽極から取り出される。
図 2-2 シンチレーション検出器によるガンマ線検出の過程
表 2-1 PET 装置で用いられる代表的なシンチレータ（(Mohammadi et al., 2019)より引用
し一部改変）
シンチレータ
BGO
LSO
GSO
LYSO
LGSO
実効原子番号 (Z)
74
66
59
65
59
密度 (g/cm3)
7.13
7.4
6.71
7.2
6.5
減衰時定数 (ns)
300
40
50
65
31
発光波長 (nm)
480
420
430
380
415
発光量 (photons/keV)
7
29
10
25
23
4
2.3. DOI (Depth-of-Interaction ) 検出器
DOI 検出器は、シンチレータと消滅ガンマ線が相互作用を起こした位置の深さ情報、つ
まりシンチレータ長軸方向の位置情報を取得することが可能な検出器である。DOI-PET 装
置は DOI 検出器によって得られた DOI 情報を利用することで視差誤差を低減し、特に
FOV 辺縁部での画質低下を抑制することができる。高空間分解能が要求される小動物用
PET 装置では、DOI 情報の利用が必要不可欠となっている（図 2-3）。
DOI 情報を取得するためには、波形弁別法（Pulse shape discrimination: PSD）(Groll et
al., 2016; Pepin et al., 2004; Seidel et al., 1999; Yamamoto & Ishibashi, 1998)、Light sharing
(LS)(Murayama et al., 2000; Nishikido et al., 2010; Pizzichemi et al., 2016, 2019; Tsuda et
al., 2004)、Dual-ended readout(An et al., 2017; Du et al., 2018; Selfridge et al., 2018)、Subsurface laser engraving(Uchida et al., 2016)、最尤推定法（Maximum likelihood estimation
method: MLEM）(Marcinkowski et al., 2016)、波長弁別法（Wavelength discrimination）
(An et al., 2017; Ullah et al., 2020)など多くの方法が存在し、それらを組み合わせた研究も
ある(Inadama et al., 2002)。 ...
この論文で使われている画像
