ＰＥＴ装置とサイクロトロン 京都医療技術短期大学 向井孝夫

はじめに 　核医学は、放射性核種標識化合物の生体内分布やその動態を撮像して臓器の形態とともに機能を診断する分野であり、従来からのＸ線の体内透過・吸収から得るＸ線写真、Ｘ−ＣＴなどの形態を観察する画像診断とは大いに異なる。今日、話題の陽電子放射型断層（Positron Emission CT:PET）装置は、1970年代から開発され、８０年代より臨床利用され始めた。 　PETの特徴は、 �@Ｃ，Ｎ，０，（Ｆ）などの生体構成元素による、生化学的に自然な化合物の生体での挙動の映像化、定量。 �A超高感度（p-molレベルのトレーサの使用。Ｘ‐線、MRIでは検出不可）。 �B標識化合物の壁（あらゆる物質の体内挙動の観察の可能性）。 などで、molecular imaging と言われる所以である。また、ポジトロンの特異な性質を利用するため、従来の99mTc,123I,201Tl等の標識化合物の体内分布を撮像するガンマカメラやSPECT（単光子放射型ＣＴ）に比べて、感度、分解能、定量性に優れている。ＰＥＴは高価な設備、維持費と多くの人材の必要なことから、大施設における脳神経、心筋などを中心とした研究的な利用（リサーチＰＥＴ）が主であったが、近年、がん診断を焦点とした日常診療（クリニカルＰＥＴ）に利用され始めた　1,2)。この１年でＰＥＴ施設数は倍増し（〜１００施設）、さらに広く普及すると思われる。 １．ＰＥＴ装置の概要 　　１）検出原理： 　核から放出されたポジトロンは、組織中で運動エネルギーを失うと、図１に示すように組織中の電子と結合して自らは消滅し、同時に１対の消滅放射線を放射する。消滅光子は、運動量保存則に従い、180方向に放射され、エネルギーはエネルギー保存則より、電子の静止質量511keVに等しい。１対の消滅光子は核のごく近くから放射されるので、被験体を挟んだ１対の検出器により同時係数（ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅ）すれば、両検出器間を結ぶ線上（同時時計数線：Ｌ０Ｒ；ｌｉｎｅ　ｏｆ　ｒｅｓｐｏｎｓｅ）に存在する標識化合物が検出できる。片方の光子だけが検出されても計数されない。従って、多くの検出器を被験体の体軸周りに配列しておき、各検出器と反対方向にある複数の検出器との間を同時計数回路で結んでおくと、図２のように多方向からの投影データが得られ、ＣＴ再構成と同様の手法でＰＥＴ像が構成できる。 ＰＥＴ画像の分解能の原理的な限界は、放射性核と消滅光検出器子の発生位置はボジトロンエネルギーに依存した飛程（組織中；数ｍｍ）だけ離れていること（表３）、および物質中の電子が持っている僅かな運動量のために、２本の光子は厳密には180に放射されないことにあるが、後者は普通ほとんど問題にならない。 　　２）ＰＥＴ装置の種類： 　ＰＥＴ装置は今目まで様々のタイプが作られてきた。検出器群の線移動と回転を組み合わせた６角形の機種、リング型多検出器の単層、多層の装置、より細かい一様な投影データを得るため、ガントリーに小さなゆすり運動（ｗｏｂｂｌｉｎｇ）を加えた機種や消滅光子の飛行時間差をも考慮したTOH-PETも開発された。近年の装置のほとんどは多層のリング静止型であるが、次世代ＰＥＴとして、さらに高い感度、最高計数率、分解能の装置が開発されつつある３）。さらに最近、Ｘ線CTを組み込んだPET装置　PET/CTも作られ、Ｘ‐ＣＴとＰＥＴの画像の重ね合わせ表示により、病巣部の把握がより正確となり、今後の主流になると思われる。 ａ）検出器 　ＮａＩ（Ｔｌ）シンチレータを用いた機種もあるが、多くの装置は高エネルギー光子の検出に感度（検出効率）の高いBGO結晶が使われてきた。Ｔ０Ｆ−ＰＥＴには、応答の速いＢａＦ２等が使われた。しかし、ＢＧ０は検出効率は高いが発光効率、光の減衰時間、エネルギー分解能の点でＮａＩに劣るため、これに替わるLSO,GSO　などのシンチレータを用いた装置が一般的になりつつある（表１）。光の減衰時間が短いと計数損失が少ないため、大量の放射能の計数によく追従して最高係数率が上がり、非常に有利な測定ができる。多くの装置では多数の結晶と複数の位置検出聖の光電子増倍管（ＰＭＴ）を高密度に配列し、円周方向、スライス（体軸）方向ともに細かいサンブリングができるブロック検出器が使われている。装置の固有分解能は結晶幅の１／２であるため、結晶は寸法の小さい、多数のできるだけ密にに配列されたものが良い（約８００個／リング、計３，４万個）。結晶の深さは５１１ｋｅＶ光子を止めるために数ｃｍと長いので、リング内の視野辺縁部の同時計数線や３Ｄ−ＰＥＴのリング間の同時計数線の幅が大きくなる（分解能が低下する）が、この改良のため、近年、シンチレータ内での相互作用の位置（深さ）を検出するＤ０１（ｄｅｐｔｈ　ｏｆ　ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ）検出器が研究されている３）。 ｂ）２Ｄおよび３Ｄデータ収集 　２次元（２Ｄ）−ＰＥＴでは、同一リング内で同時計数をとるダイレクトスライスと、隣接するリング間で同時計数をとるクロススライスのデータが収集でき、ｎ層のリングで２Ｄ‐ＰＥＴ３Ｄ‐ＰＥＴ３Ｄモード収集スライスは２ｎ‐１スライスのＰＥＴ像が撮像できる。感度はクロスの方が少し高い。各リング間には他の層から入射する光子遮断のためスライスシールド（セプタム）が置かれている。２Ｄ−ＰＥＴは定量性は良いが、感度が低い。これを飛躍的に改善した装置が３次元（３Ｄ干ＰＥＴである。 ３Ｄ−ＰＥＴはリング問セプタムを取り除き、多層のリング問にわたる同時計数によりデータ収集し、体軸中央部のスライスでは、２Ｄモードの７，８倍の感度を得る。一方、散乱線なども増加し、最高計数率は比較的低い放射能濃度でピークとなる。従って、３Ｄ−ＰＥＴは低濃度放射能の被験体の撮像には有利であるが、高濃度の測定は困難であり、必要に応じてセブタムを装着／脱着して収集モードの切替えを行う。 ３）ＰＥＴ装置の仕様、基本的性能 　ＰＥＴの基本性能　４）である感度、分解能、最高計数率は、検出効率（結晶の種類、大きさ）、検出器開口率、同時計数の分解時問、弁別エネルギー、最大受容角（３Ｄの場合）などによって決まる。表２に装置の基本性能、仕様の例を示す。 　　　２．撮像方式と画彼再構成法 　撮像方式（ｓｃａｎｎｉｎｇ）には、ＳＰＥＣＴと同様、静態、動態、全身や心拍同期収集モードなどがある。画像再構成は、２Ｄ‐モードの場合、基本的にはＣＴと同様、解析的な重畳積分逆投影や逐次近似型の（ＭＬ‐ＥＭ，０ＳＥＭ）などである。３ＤＰＥＴの場合は、�@３Ｄフーリエ変換法、�A３Ｄ逆投影法、など、また、辺縁部スライスの斜め方向の一部のデータの欠落を補うため、�B３Ｄ再投影法（ｒｅｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）、�C数種のリピニング法（Ｌ０Ｒのｒｅｂｉｎｎｉｎｇ；束ね、並び替え）などが提案されている。 　よく実用されているリピニング法であるＦＱは、ＦＤＲ（ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　ｄｉｓｔａｎｃｅ　ｒｅｌａｔｉｏｎ）を応用し、フーリエ変換を介して投影データ群（サイノグラム）を平行スライスに並び替えてから、２Ｄ再構成する高速方法である（詳細は文献５）を参照）。 　　３．定量性改善法 ＰＥＴに拘わらず、核医学画像では定量性は非常に重要である。なぜなら臓器の機能（たとえば血流量、化合物の消費率、集積量など）の定量が目的であるので、単なる定性的な分布像だけでは意義が半減する。物理的な定量値とは単位組織容積あたりの放射能（ｋＢｑ／ｍｌ）である。 ＰＥＴの定量性を低下させる因子は、�@検出器感度のバラツキ、�A体内での光子の減弱、�B散乱・偶発　同時計数の混入、�C計数損失、�DＰＥＴ値の絶対値への校正不良、�E部分容積効果（ＰＶＥ）、�F雑音（統計、系統、人工；ａｒｔｉｆａｃｔ）などである。特に検出器感度のバラツキ、体内での光子の吸収（減弱）補正のために、普通次の3種のスキャンがおこなわれる。（図４） （ａ）外部線源を、用いた空スキャン （ｂ）源弱データを得るため、外部線源を用いた透過型スキャン（Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ：Ｔ） （ｃ）外部線源を取り外し、ＲＩ投与後の放射型スキャン（Ｅｍｉｓｓｉｏｎ：Ｅ） 外部線源は、６８Ｇｅ−６８Ｇａ（β＋）を用いた板状線源（４００ＭＢｑ程度）を連続回転させる装置が多いが、１３７ＣＳ（６６１ｋｅＶ）の点線源を用いた装置もある。また、ＰＥＴ／ＣＴ装置ではＸ線ＣＴからＴＣＴデータを得ている。 １）減弱補正法 　同時計数の特徴の１つは、被験体内での光子の減弱の補正が解析的に正確にできることである（ＳＰＥＣＴでは近似的補正）。図５に示すように被験体のある深さｄにある線源から放射された消滅光子の源弱は線源の深さに関係なく、両光子が被験体を横切る距離Ｌと断面組 織の減弱係数分布存（ｘ，ｙ）のみによって決まる。存分布は透過型ＣＴ（ＴＣＴ）スキャンより得られる。投影データの減弱の大きさは、Ｂ／Ｔ（透過率；Ａ＝Ｔ／Ｂ）であるので補正投影データが得られる。３Ｄ‐ＰＥＴの減弱補正は、セプタムがないため、正確なＴＣＴデータが得られないので、２Ｄ−ＰＥＴモードのＴＣＴで得たμ分布データを利用する。 ２）ランダム同時計数の補正 　ＰＥＴの投影データには、偶発、散乱による偽の同時計数（図５）が含まれ、ｌ定量性低下の原因となる。特にスライスシールドを除いてリング間の同時計数をとる３Ｄ−ＰＥＴにおいて顕著である。 ａ）偶発同時計数（accidental coincidence） 　偶発同時計数率（Ｒａ）は、シングル計数（Ｒ1Ｒ2）、また同時計数の分解時問に比例するので、Ｒａ＝２てＲｌＲ２を測定し、観測同時計数（Ｒｃ）より差し引く。または、遅延同時計数率をも測定し、これをＲａと見なしてＲｃより減算する。 ｂ）散乱同時計数（ｓｃａｔｔｅｒ　ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅ） 　散乱線補正は、別個の実験より点線源の散乱線特性を得て、実測投影データとの逆重畳積分により散乱成分を差し引く方法や、各検出器の波高分布を測定し、光電ピークより散乱ウインドウーの計数値を差し引く方法がある。また、耳が大きい部位は散乱も多いので、ＴＣＴより得た１１分布とＥＣＴデータより、モデルに基づいたシミュレーションから散乱分布を求めて差し引く。などの補正法があるが、いずれも近似的方法であり正確な補正は難しい。 ３）部分容積効果（ＰＶＥ：ｐａｒｔｉａｌ　ｖｏｌｕｍｅ　ｅｆｆｅｃｔ） 　ＰＶＥは、実際の放射能濃度より低い値しか得られない現象であり、装置の分解能が低いほど、また被検体のサイズが小さいほどその影響は大きい。MRIなどの高分解能画像データとした補正法が検討されているが、かなり難解であり、装置の分解能向上が最も重要なPVE対策である。 ４）計数率特性：雑音等価計数率（ＮＥＣＲ） 　断層像のＳ／Ｎを保とうとすると平面像に比べて遥に多い計数値が必要となり、感度の高い３Ｄ−ＰＥＴが有利となる。しかし、３ＤＰＥＴではランダム同時計数が増加し、これらの計数を補正（減算）するとＳ／Ｎはさらに低下する。これらを考慮した計数率特性（図６）よると、ＲＩ濃度が低い範囲では３Ｄ‐ＰＥＴの方が２Ｄ一ＰＥＴより良く、そうでない場合は２Ｄ‐ＰＥＴの画質が優っている。従って、被験体のＲＩ濃度によって２Ｄ／３Ｄの切り替えが必要になる。例えば、１８ＦＦＤＧを用いた腫瘍ＰＥＴでは、濃度の高い時は２Ｄモードで、２、３半減期後の放射能が減衰した後は、３Ｄモードで収集すればよい。 　　４．ＲＩ製造のための院内サイクロトロン 　ＰＥＴ検査に使われるβ＋核種の11C　13N　15O　18F　はいずれも短半減期（2―11分）であるため、病院内で製造しなければならない。小型サイクロトロンは軽量で設置スペースも小さく、自己遮蔽型もあり、容易に院内に設置できる（表３）。製造された核種はホットラボに導かれて標識化合物が合成され、ＰＥＴ検査室に供給される。陽子Ｐ、重陽十ｄの加速や核反応の原理については周知であるので省略する（文献５）参照）。 　今日、主流であるは、負イオン加速型は取り出し軌道にデフレクタの替わりに炭素などの薄膜を置いておくと、加速された負イオンは薄膜を通過する時、軌道電子がはぎ取られて陽イオン（ｐ、ｄ）に変わり、それまでと逆方向に偏向した円運動を描いて軌道外へ引き出され、ターゲットへ導かれる。負イオン加速型は、次ぎのような特徴がある。 �@加速エネルギーが薄膜の位置を変えることにより制御できる。 �A取り出しポートを複数（〜８）設け、同時に複数の核種を作ることができる。 �B収率がよい。 �C機器の放射化のレベルが小さく、被曝が低減できる。 磁石：粒子の加速エネルギーが増すと、相対論により回転角速度の等時性が崩れるが、等時性を保つように普通、強収斂型の扇形変動磁場（ＡＶＦ）が使われている。超伝導磁石を用いた機種もある。 加速管（Ｄ；ディ）：２つのＤ字型のディが向かい合う型ではない。加速粒子はアース電位のダミーディと向かい合った180の単一ディでは、１回転で２回、２つの45度あるいは90度扇形ディでは１回転で４回加速される。このとき、回転周期の整数倍の周波数をかけて加速（高調波加速）すれば、小型で効率よく高エネルギーを得ることができる。 　５　ＰＥＴ、サイクロトロンの普及による今後の問題点 １）ＰＥＴの臨床有用性の検証（医療費、ランニングコストをも含めて）。 ２）患者と術者（医師、看護師、放射線技師、薬学者、サイクロオペレータなど）の体内、体外被曝線量、一般公衆人の被曝。（患者被曝：３〜５、ＰＥＴ／ＣＴ：〜３０ｍＳｖ）。 ３）患者の待機室の基準、ホットラボ、ＰＥＴ室、ＲＩ輸送経路の管理（空間線量など）。 ４）ＲＩの１目最大便用量などの使用基準、運搬、廃棄施設の設備基準、廃棄基準。 ５）ＰＥＴ薬剤の品質管理、検査機器の精度管理、点検、サイクロのメンテナンス。 ６）事故の発生した時の対応。 ７）ＰＥＴ検査に携わる医師、検査技師等の資格（経験、研修制度）。 など、患者の安全、術者や一般公衆に対する被曝防止を中心として、多くの課題がある。これらの間題は現在、核医学会やアイソトーブ協 会の医学薬学部会などで検討されており、厚生労働省によりＰＥＴ検査に関する医療法施行規則の改正案も論議されつつある。 （参考文献） １）鳥塚莞爾監：クリニカルＰＥＴ．先端医療技術研究所，１９９７． ２）鳥塚莞爾編：クリニカルＰＥＴハンドブック．技術経済研究所，２００１ ３）棚田修二、村山秀雄編：次世代ＰＥＴ開発研究報告害．放射性医学総合研究所，２００４． ４）日本アイソトーブ協会医学・薬学部会、サイクロトロン核医学利用専門委員会：ＰＥＴ装置の性能評価のための測定指針．RADIOISOTOPES，４３：１１５−１３５，１９９４． ５）日本放射線技術学会編：核医学検査技術学．オーム社，２００３．