学位論文

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1 学位論文 救急医療における虚血性脳卒中の早期検出を目的とした X 線 CT 診断支援法の研究 指導教授名武田徹 申請者氏名原秀剛

2 著者の宣言 本学位論文は 著者の責任において実験を遂行し 得られた真実の結果に 基づいて正確に作成したものに相違ないことをここに宣言する -ⅱ-

3 要旨 わが国における死亡率の推移を死亡別にみると, がん, 心臓病, 脳血管疾患 が上位を占めていたが, 近年, 肺炎の増加に伴い脳血管疾患の死亡率は第 4 位となった. 脳血管疾患の中でも, 食生活の欧米化に伴い, 脳梗塞が急激に増加し問題とされている. 脳血管疾患の死亡率は世界的に減少傾向にあるが, 有病率は高く, 後遺症の問題もあり, 今日でも重要な疾患である. 急性期脳梗塞は, 救急搬送初期の X 線 CT による診断が難しいとされ,24 時間体制の救急 MRI 検査が不可欠となってきている. しかし, 臨床の場では, このような対応ができる病院は 1 部に限られている. 現在, 薬事承認されたアルテプラーゼ (t PA) 使用による血栓溶解療法の適応時期は, 脳梗塞発症後 4.5 時間以内に静脈投与 と脳卒中学会等のガイドライン上に示され, 脳梗塞の治療は時間との闘いと言える. 本研究では, 最初に脳血管疾患に対して行われる X 線 CT 検査で, 急性期脳梗塞の検出を可能とする撮像手法について,1 脳梗塞を模擬した診断能評価用 円筒及び人体ファントムの開発,2 既存の X 線 CT 装置による疾患検出の可能性,3Dual-energy CT 装置による脳梗塞部検出の試み,4X 線 CT の頭部被ばく線量測定, 以上の 4 点を重点的に検討した. 1 脳梗塞を模擬した診断能評価用 円筒及び人体ファントムの開発 : 円筒ファントムは, 一般に使用されるアクリルや水ファントムと比較して, より人体を反映した脳実質, 模擬病変及び頭蓋骨を有し, それらに対応する密度 CT 値を持つ構成とした. 円筒の直径は 160mm とし, 脳梗塞を模擬した CT 値 32HU,34HU の 2,3,5,7,10mm 球を内部に配置し, 円筒の外側に 10mm の頭蓋骨部を有する形状とした. 人体頭部ファントムは, 脳実質や脳梗塞の密度を正確に反映し, 頭部形状を精巧に反映したものである. 2 既存の X 線 CT 装置による疾患検出の可能性 :CT 装置 (Aquillion; 東芝 ) を用い, 先に開発したファントムに対して最適な撮影条件の検討を行った. 管電圧 80,100,120, 及び 135kV, 管電流時間積 100 から 900mAs まで 50 ステップ, スライス厚 4,8,16mm にて実験を行った. 画像評価法として Contrast-to-noise ratio(cnr) を用い,CNR 値 1.0 以上で疾患の検出が可能であると定義した. 結果, 管電圧 100kV 以上, 管電流時間積 600mAs 以上, スライス厚 8mm 以上で, 病変の検出が可能であった. 3 Dual-energy CT 装置による脳梗塞部検出の試み : 脳梗塞の検出には, コントラストのさらなる増強が必要であるため, 昨今, 臨床現場に登場したDual-energy CTによる検出を試みた.CT 装置 (SOMATOM Definition Flash;SIEMENS) を用い, 管電圧 80kV/Sn140kV, 100kV/Sn140kV, 及び140kV/80kV, 管電流時間積 400,600, 及び800mAsにて撮影を行い, Virtual Monochromatic Image(VMI; 仮想的に単色エネルギーの画像を生成 ) を作成し, CNRを用い画像評価を行った.VMI 上,80kV/Sn140kV,100kV/Sn140kV, 及び140kV/80kV の最適エネルギーは,68keV,72keV, 及び67keVとなった. 脳梗塞部の検出には, 100kV/Sn140kV 及び140kV/80kVが適していた. - ⅲ-

4 4 X 線 CTの頭部被ばく線量測定 : 昨今の被ばく線量過多の問題,Dual-energy 法の臨床適応を考慮して, 線量測定用人体頭部ファントムを用いて被ばく線量の測定を行った. 本ファントムは, 眼窩部から頭頂部までの6 断面上に, 熱ルミネセンス線量計 (TLD) を挿入可能な各断面 5から11か所の空洞を有するものである. スキャン範囲を眼窩耳孔線から頭頂部までの120mmに設定し,TLDによる計測から吸収線量の算出を行った. 結果, 120kV 時と比較して600mAsの場合,80kV/Sn140kV,100kV/Sn140kV, 及び140kV/80kVでは, 約 47%, 約 30%, 及び約 22% の線量低減が可能であった. 以上より, 急性期脳梗塞の検出の最適条件として, 一般に普及しているX 線 CT 装置において, 管電圧 100kV 以上, 管電流時間積 600mAs 以上, スライス厚 8mm 以上であることが望まれた. また,Dual-energy CT 装置を使用した時,Virtual monochromatic imageの最適エネルギー 70keV 程度, 管電流時間積 600mAs 以上, スライス厚 10mm 程度が最適な撮影条件と考えられ, この時, 被ばく線量は,20~50% 程度の低減が可能であった. - ⅳ-

5 目次 1. 緒論 1-1. 本研究の概要 虚血性脳卒中 画像診断の現状と血栓溶解療法 X 線 CT 装置による被ばくの現状 頁 脳梗塞を模擬した診断能評価 線量測定用ファントム開発 2-1. 序論 :X 線 CT による画像評価の現状と問題点 脳梗塞診断用 円筒ファントム 脳梗塞診断用 人体ファントム 頭部線量測定用ファントム 小括 : 診断能評価 線量測定用ファントム開発 既存の X 線 CT 装置による梗塞病変検出 3-1. 序論 :X 線 CT による急性期脳梗塞検出の現状 方法 : 従来型 X 線 CT 装置による病変検出のための撮影条件の検討 結果 : 急性期脳梗塞の検出を目指した視覚及び定量評価 考察 :X 線 CT 装置による病変検出の可能性 小括 : 急性期脳梗塞部検出 Dual-energy CT 装置による脳梗塞部検出の試み 4-1. 序論 :Dual-energy CT 方法 :Dual-energy CT 装置の撮影条件の検討及び Virtual monochromatic imaging 結果 :Virtual monochromatic images 及び定量評価 考察 :Dual-energy CT 装置による病変検出の可能性 小括 :Dual-energy CT 装置による脳梗塞部検出 ⅴ-

6 5. X 線 CT の頭部被ばく線量測定 5-1. 序論 :X 線 CT 装置による被ばくの現状 方法 :TLD による線量測定及び Size-specific dose estimates の検討 結果 : 頭部 X 線 CT における吸収線量 考察 : 頭部被ばく線量評価 小括 :X 線 CT の頭部被ばく線量 結語 ( 総括 ) 今後の課題 謝辞 引用文献 付録 業績目録 ⅵ-

7 1. 緒論 1-1. 本研究の概要わが国における死亡率の推移を死亡別にみると, がん, 心臓病, 脳血管疾患 が上位を占めていたが, 近年, 肺炎の増加に伴い脳血管疾患の死亡率は第 4 位となった (Fig.1, Fig.2). 脳血管疾患の中でも, 日本は脳出血が多い国として有名であったが, 食生活の欧米化や生活習慣病の増加に伴い, 脳梗塞が急激に増加し問題とされている. 脳血管疾患の死亡率は世界的に減少傾向にあるが, 有病率は高く, 後遺症の問題もあり, 今日でも重要な疾患である 1). 救急医療に課せられる重要性は社会的に高まり整備されつつあるが, 脳血管疾患の診断は, その分野の専門技術が要求され, 困難を伴うことがある. 大規模医療施設を除く大半の医療施設では, 夜間救急時間帯等を中心に, 専門医 ( 脳神経外科医, 神経内科医, 放射線科医等 ) が不在の施設が多数を占める. よって, 研修医, 若年医師および他科医師が診断をしなければならないため, 急性期脳梗塞等の脳血管疾患の見落としによる生命の危険性がある. 特に急性期脳梗塞においては, 救急搬送初期の X 線 CT 検査による描出は現在のところ難しいとされている. Time of brain および Time loss is brain loss と言われる脳梗塞治療の大前提があり, 治療までの時間が予後に大きく影響することから, 早期の診断が必要である 2). その治療法の 1 つであり, 昨今, 薬事承認された tissue plasminogen activator(t-pa) 使用による血栓溶解療法の適応時期は, 脳梗塞発症 4.5 時間以内に静脈内投与すること と日本脳卒中学会等のガイドライン上に示され, 脳出血等の副作用の問題から厳しく時間制限されている. 多くの臨床施設では, 急性期脳梗塞の検出精度が高い MRI 検査について 24 時間の救急体制は整備されていない. 救急 MRI 検査の場合には, 体内金属 ( インプラント ) の確認や撮像時間が長い等の問題点も有している. そのため, 大規模医療施設だけでなく, 小規模施設にも設置され, 全国の設置台数が多く, 検査の迅速性 簡便性, 救命救急においての第一選択となる検査を考慮すると,X 線 CT による急性期脳梗塞の検出が望まれ 3-8), 可能となれば t-pa 適応による予後改善により, 脳卒中医療が飛躍的に改善することが予想される. 一般的に X 線 CT 画像による急性期脳梗塞は,X 線吸収差 ( 低コントラスト ) が少なく, 脳実質と同程度の CT 値となり, 通常の X 線 CT 検査による描出が困難である 2). CT 画像は, 対象構造の X 線吸収差とシステムのノイズにより決定される. 特に画像ノイズは,X 線検出効率を左右する検出器等の電気系ノイズや画像信号収集および画像再構成時に発生するノイズ等が, 画像上のノイズとして現れる. 上記のように低コントラストを示す急性期脳梗塞では, このノイズの影響が支配的で大きいと濃度差の識別が困難となる. よって, この画像ノイズの減少や梗塞部のコントラストを向上させることができれば, 急性期脳梗塞部の画像診断が可能になると考えられる

8 Fig.1 主な死因別死亡数の割合 ( 平成 23 年 ) ( 厚生労働省人口動態統計月報年計より引用 1) ) Fig.2 主な死因別にみた死亡率の年次推移 ( 厚生労働省人口動態統計月報年計より引用 1) ) - 2 -

9 X 線 CT による画像評価のために, 水やアクリル (PMMA) を使用した既製ファントムや低コントラスト分解能ファントムが開発され, それらを使用した装置の性能評価が行われている 9,10). しかし, 本来は対象物の CT 値, 人体組成を反映する疾患に近似したファントムを使用することが望まれる. 特定の疾患評価用ファントムの開発に関し, 国立がんセンターの村松らが胸部検診用の肺がん模擬ファントムを開発して描出能の評価を行い 11), 大阪大の畑澤らは急性期脳梗塞模擬ファントムを開発し撮影条件の検討がなされている 12). 後者は模擬病変径が 10mm 以上と大きく, 微小な脳梗塞には対応していない等の問題を有している. そこで, 本研究では脳血管疾患の画像診断支援法の確立をめざし, 疾患描出能及び撮影条件評価を目的に, 人体構成及び形状に着目した画像評価用ファントムの開発を行った. 本ファントムは, これまでの X 線 CT 撮影条件の検討を基とした試作実験による基礎データから 13), 脳梗塞を模擬した診断能評価用に開発し, 急性期脳梗塞の検出について基礎的実験を行った. また, 近年, 臨床現場に登場した Dual-energy CT 装置による急性期脳梗塞の検出についても検討した. この装置の特徴は,1 回転で 2 つのエネルギーの撮影画像を同時に取得できることである. 一般に, 種々の物質が混合された人体を種々のエネルギーを含む白色 X 線 ( 連続 X 線 ) を使用して撮影するが, 各物質が有する X 線実効エネルギーの質量減弱係数を正確に計算することができないため, 体内の異なる物質を弁別できない. この問題を解決する手段の 1 つとして,Dual-energy CT を利用した撮影が考えられる. 質量減弱係数は,X 線のエネルギーに依存するため, 異なる管電圧で別の CT 値を得ることができる 14). 本研究では,Dual-energy CT を用い, 異なるエネルギーを用いて撮影し, 任意のエネルギーの仮想単色画像 (Virtual monochromatic image) を作製した. 通常の連続 X 線における撮影画像に比較して, 単色 X 線における撮影画像は, ある物質に対して高いコントラストを得ることができる. そこで, 仮想的にではあるが, 単色 X 線撮影画像に近似させることによって, コントラストを向上可能である 15). 故に, 急性期脳梗塞部のコントラストを上昇させることができる最適なエネルギー (kev) を選択するための実験も行った. この時,Dual-energy CT 装置を使用した実験に, 人体組成を基礎とした密度 CT 値, および脳, 頭蓋骨等の形状を反映した脳梗塞模擬ファントムを使用した. 昨今の X 線 CT の被ばく線量の問題から, 本研究においても被ばく線量の測定を行った. 一般的に,CT による被ばく線量は, 他の X 線診断機器に比較して多いとされる. その中でも頭部撮影時の線量は高く, 低減の必要性がある 17). そこで, 線量測定の指標とされる CTDI 法を応用した線量計測法にて実験を行った. この時, 新たに開発した頭部線量測定用ファントム ( 北里大学, 京都科学共同開発 ) を使用した. 本ファントムは, 先に開発した脳梗塞模擬ファントムと同様の材質 形状を採用した. 線量計測には熱ルミネセンス線量計 (TLD:thermoluminescence dosimeter) 法を用いた

10 以上, 最初に脳血管疾患に対して行われる X 線 CT 検査で, 急性期脳梗塞の検出を可能とする撮像手法について,1 脳梗塞を模擬した診断能評価用 円筒及び人体ファントムの開発,2 既存の X 線 CT 装置による疾患検出の可能性,3Dual-energy CT 装置による脳梗塞部検出の試み,4X 線 CT の頭部被ばく線量測定を中心に論述し, 急性期脳梗塞の検出について考察する 虚血性脳卒中虚血性脳卒中とは, 脳血管疾患に分類される脳梗塞の一種で, 脳内の血管 ( 動脈 ) が血栓などに塞がれることによって起こる局所的な脳梗塞である. 虚血性脳卒中の虚血性とは, 血管が詰まって血流不足になることを示し, 脳に十分な血液と酸素が供給されなくなることで生じる脳組織の一部の壊死として現れる. 血管の閉塞と出血を伴った場合には梗塞後脳出血となる. 虚血性脳卒中は, 血管が詰まることを指し示すが, その原因は 脳塞栓 と 脳血栓 に大別することができる. 脳塞栓とは, 心臓にできた血栓, アテロームの破片, 動脈壁にできた血栓などが, その場所からはがれて脳の血管に血液の塊が流れ着き, 血流が低下または途絶する状態を示す. 脳血栓とは, 動脈硬化によって脳の血管そのものに血液の塊, 脂肪の沈着物 ( アテローム, プラーク ) などが形成されることにより, 血管の血液が流れる道筋自体が細くなることで, 血流が悪くなる状態を示す. 脳塞栓と脳血栓を比較すると, 前者の脳塞栓の方が突然に重大で深刻な症状となり, 病状の悪化も急激であることに対し, 後者の脳血栓は徐々に病状が進展することが多い. つまり, 虚血性脳卒中とは, 脳塞栓や脳血栓などに起因して血管が詰まり脳の血流低下になることで起こる脳梗塞を示している 18). 症状としては, 多くの場合に突然起こり, 発症後 2~3 分を超えた血流の低下は, 最初に神経症状が現れ, 局所的な壊死 ( 梗塞 ) を形成する. ほとんどの虚血性脳卒中は突然に始まり急速に進展し, 数分から数時間以内に脳の壊死が起こると考えられている. その後, 多くの虚血性脳卒中では状態が一定となり, それ以上の損傷が起こることは少ない. 安定した状態が 2~3 日続く状態を 完成した脳卒中 と呼ぶ. また, 少数ではあるが症状がゆっくり進行することもあり, 脳組織の壊死が徐々に広がった結果, 脳卒中が数時間から 1~2 日かけて悪化することもある. このような状態を 進行性脳卒中 と呼び, 症状が安定する期間を挟んで症状と障害が進行することが多く, その安定期間中は脳組織の壊死の拡大が休止し, 状態が若干改善することもある. 通常, こうした虚血性脳卒中は, 狭窄した動脈に血栓ができることで起こることが多い. 症状は様々で, どのような症状が起こるかは, どの動脈が塞がれたか及び血液と酸素の供給が絶たれた部位は脳のどこの箇所なのかによって異なる. 例えば, 内頸動脈 - 4 -

11 から枝分かれする動脈が詰まった場合は, 片目が見えない, 両目の右半分または左半分が見えない, 左右どちらかの腕 脚または右半身 左半身に感覚異常 筋力低下 麻痺が起こる. 椎骨動脈から枝分かれする動脈が詰まった場合は, めまいと回転性めまい, 福視, 体の両側で全体的に筋力が低下する. 他に, ろれつが回らないなどの発話困難や錯乱などの意識障害, 協調運動の喪失, 尿失禁などの多くの症状が起こることがある 19). 予後については, 虚血性脳卒中を起こした人の約 10% が正常機能をほぼ完全に取り戻し, 約 25% は機能の大部分を取り戻すことができる. 約 40% の人は, 特別の介護が必要な中等度から重度の障害が残り, 約 10% の人は, 介護施設などの長期療養施設の介護が必要となる. 中には, 身体的 精神的に損失が大きく, 動くこと, 話すこと, 食べることも正常に行えなくなる人もいる. 脳血管疾患を起こした人の約 20% は, 入院中に死亡している現状があり, 死亡率は高齢者が高い傾向にある. また, 脳血管疾患から回復した人の約 25% で 5 年以内に別の脳血管疾患が起こることがあり, 再発すると脳の機能がさらに損なわれることになる 18,19) 画像診断の現状と血栓溶解療法虚血性脳卒中における画像診断の現状として, 通常,X 線 CT 検査を最初に行うことが多く, 出血性脳卒中, 脳腫瘍, 膿瘍などの脳の構造的異常等を除外する. 低血糖でも虚血性脳卒中と似た症状が起こることがあるため血糖値も測定し, 低血糖の可能性を除外する. 現状では,CT 検査によって, 急性期の虚血性脳卒中を描出することが困難であるため, 可能な場合には, 発症後から数分以内の虚血性脳卒中を検出できる拡散強調磁気共鳴画像 ( 拡散強調 MRI) 検査を行う. 他に, 虚血性脳卒中の原因となりうる血栓の発現部位等の特定のために, 心臓超音波検査 ( 心エコー ) で心臓に血栓, 拍動や構造異常, 弁の疾患の有無を確認する. さらに, 必要であればカラードップラー超音波検査, 磁気共鳴血管造影検査,CT 血管造影検査, 脳血管造影検査等の画像診断検査を行い, 動脈, 特に内頸動脈の塞栓の有無もしくは, 狭窄の有無を調べることがある. 画像検査では頸動脈の狭窄の程度を確認できるので, 次の脳卒中や TIA( 一過性脳虚血 ) のリスクの予測やどの治療が必要か判断する情報を得ることができる 19). 虚血性脳卒中に対する治療として, 血栓を溶かす薬剤 ( 血栓溶解薬 ), 血を固まりにくくする薬剤 ( 抗血小板薬と抗凝固薬 ), 手術等がある. その中でも特効薬として期待される血栓溶解薬は, 日本において虚血性脳卒中の治療の使用に 2005 年に厚生労働省より承認された. 当初は, 脳梗塞発症後 3 時間以内に静脈内投与すること等が定義されていたが,2012 年にその時間が,4 時間 30 分までに延長された. 血栓溶解薬 ( フィブリン溶解薬 ) は, ある種の状況下において血栓を溶かし, 脳への血流を回復させるために組織プラスミノゲンアクチベーター (t-pa) と呼ばれる薬剤を静脈内 - 5 -

12 に投与する 18).t-PA は, 脳などで出血を引き起こす恐れがあるために次のような人には使用することができないとされる. 過去に出血性脳卒中, 脳動脈瘤, その他の脳の構造的な異常, 脳腫瘍などが起こしたことがある, 脳卒中が始まった時に痙攣発作が起きた, 出血し易い, 最近に大手術を受けた, 最近に消化管または尿路に出血があった, 最近に頭部の怪我または他の重大な外傷を負った, 血糖値が極端に高いあるいは極端に低い, 心臓に感染症がある, 抗凝固薬 ( ワルファリン ) を現在使用している, 虚血性脳卒中の範囲が大きい, 降圧薬で治療した後も血圧が高いままである, 急速に症状が改善している等である 20). t-pa を投与する前に, 脳内の出血がないことを確認するために CT 検査を行い,t-PA を有効かつ安全に使用するためには, 虚血性脳卒中が起きてから 4.5 時間以内に静脈内投与を開始しなければならない.4.5 時間経過すると脳の損傷の大半は回復することができなくなり, 薬剤に期待される有益性よりも出血のリスクが高くなる. しかし, 脳卒中が始まった時間を正確に判断することは難しい場合がある. したがって医師は, 患者が健康であった最後の時刻を脳卒中の発症時間とみなす. このような理由から t-pa を使用できる脳卒中患者は少数に限られる. 脳卒中が発症して 3~6 時間 ( 最大 18 時間 ) 後に病院に到着した場合でも,t-PA または他の血栓溶解薬が投与されることがある. ただし, この場合は薬剤をカテーテルで投与しなければならないため, 皮膚 ( 通常, 鼠径部 ) に切り込みを作り, 動脈内にカテーテルを挿入する. 大動脈等の動脈を経由して血栓がある患部まで送られ, ガイドワイヤー等で血栓をある程度に崩してから t-pa を注入する. この治療は通常, 脳卒中治療の専門施設のみ受けることができる 21) X 線 CT 装置による被ばくの現状現在, 世界中で年間に約 36 億件の医療放射線検査が行われている. 近年の X 線撮影の急速なデジタル化,X 線 CT の多列化などの新しい X 線技術や手法により, 臨床的な有益性が高まり, 多くの国々で放射線検査数は急激に増加している. 我が国の放射線検査も海外と同様に増加傾向にあり, 放射線診断に伴う医療被ばくは, 国民 1 人あたりの年間実効線量で約 3.9mSv と報告され, そのうち 2.3mSv を X 線 CT から受けている 22). これは, 自然放射線による被ばくの約 2.1mSv をはるかに超える状況となっており,X 線 CT 単独で自然放射線に匹敵する医療被ばくを受けていることになる. 我が国は, 人口 100 万人当たりの X 線 CT 装置台数が 92.6 台と世界で最も多く, また, 国民皆保険制度によって CT 検査へのアクセスも諸外国に比べて容易なため,CT 検査による被ばくが国民の医療被ばくに大きく影響する

13 2. 脳梗塞を模擬した診断能評価 線量測定用ファントム開発 2-1. 序論 :X 線 CT による画像評価の現状と問題点 X 線 CT による画像評価は, 水やアクリル (PMMA) を使用した既製ファントムや低コントラスト分解能ファントムが開発され, それらを使用した装置の性能評価を主体としたものが多い 9,10). 本来は対象物の CT 値, 人体組成を反映する疾患に近似したファントムを使用することが望まれる. 特定の疾患評価用ファントムの開発は, 国立がんセンターの村松らが胸部検診用の肺がん模擬ファントムを開発して描出能の評価を行い 11), 大阪大の畑澤らは急性期脳梗塞模擬ファントムを開発し撮影条件の検討が行われている 12). しかし, 後者は模擬疾患径が 10mm 以上と大きく, 微小な脳梗塞には対応していない等の問題を有している. そこで, 本研究では脳血管疾患の画像診断支援法の確立をめざし, 病変描出能及び撮影条件評価を目的に, 人体構成及び形状に着目した画像評価用ファントムの開発を行った. 本研究では, ファントム試作実験による基礎データを用い 13), 脳梗塞を模擬した診断能評価用ファントムを開発した. また, 画像評価のみならず, 正確な被ばく線量測定を行うための線量測定用ファントムの開発も行った 脳梗塞診断用 円筒ファントム本研究では, 救急医療における X 線 CT 検査による急性期脳梗塞の検出能を検証するため, 診断能を評価用の円筒ファントムを開発した. 前述の t-pa 適用時の確認事項の 1 つである脳出血の有無や副作用発生時の確認のために, 脳出血を合わせて模擬したファントムを設計した. 急性期脳梗塞の CT 値は, 発症約 1~3 時間で 2HU,6 時間以降では 4HU 以上の低下, さらに軽度の脳出血の CT 値は 2~4HU 程度増加すると報告されている 21,23). そのため,CT 値差 ±2~4HU 程度で微小な塊形状の early CT sign を対象とすることが必要で 24), 脳実質部 160mmφ,CT 値 36HU, 頭蓋骨部 10mm 厚,500HU 程度, 脳実質部に 2,3,5,7,10mmφの 32HU,34HU および 40HU の模擬疾患を配置し 25,26),ICRU report 46 等を参考に Table 1 に示す Composition にてウレタン樹脂とエポキシ樹脂を調整して作製した 27,28). また, 前述の急性期脳梗塞を模擬した診断能評価ファントム ( 円筒ファントム ) は, 一般に実験等に使用されている水やアクリル (PMMA) 等の円柱状のファントムと異なり, ウレタン樹脂及びエポキシ樹脂のように人体組成 ( 密度 CT 値 ) を反映し, 頭蓋骨部を付加した人体に近似したファントムで, 頭部の形状 ( 長径 短径 ) の計測値を楕円と仮定し, さらに円径に近似した外形寸法に対応させて作製した

14 Table 1 Composition of the phantom Spheres Annulus Element 36HU 34HU 32HU 40HU 500HU H 8.5 C 69.6 N 4.4 O 15.7 Na 0.0 Mg 0.0 Al 0.0 P 0.68 S 0.0 Cl 0.0 K 0.0 Ca 1.47 Data are in wt %. 500HU shows the skull bone 円筒ファントムの設計図と外観を Fig.3 に示す. 脳実質部及び頭蓋骨を含めたファントム寸法については, 産業技術総合研究所による人体計測点 30) を参考に, 長径 [ 眉間点から後頭点 ( 眉間点から正中矢状面内で最も離れた点 ) までの直線距離 ], 短径 [ 矢状面に対して垂直に測った左右の側頭点 ( 同一前頭面内で脳頭部の最も外側に突出している点 ) 間の距離 ] と定義した. 次に長径, 短径から楕円の円周 ( 周囲長 ) を求め, 楕円を円に近似した時の直径を本ファントムの直径とした. これを成人 100 例に対して計測し, その平均値から直径 180mm とした. 頭蓋骨形状に近似した円筒 砲弾型を採用した. 本形状を採用することにより,180mmφ,161mmφの 2 断面に疾患部を得ることができ, 後頭蓋部と頭頂部を模擬することを可能とした. 脳実質部, 模擬疾患である脳梗塞部, 脳出血部の CT 値は,X 線 CT 臨床画像の計測値平均より算出した (Table 2)

15 A Base : 36HU, Polyurethane resin Bone : 500HU~, Epoxy resin Imitation disease : 32, 34, 40HU,Polyurethane resin 0.4(% mmφ )~4(% mmφ ) B Fig.3 頭蓋骨部を有し, 脳実質部, 脳梗塞および脳出血に近似した組成, 寸法にて作製した 診断能評価用円筒ファントム設計図 (A) と外観 (B)

16 Table 2 CT value for the infarctlesion and normal structure by measuring the X-ray CT clinical data. Normal Acute Light cerebral gray matter cerebral infarction hemorrhage & SAH Average (HU) Standard deviation (HU) Selection (HU) It is calculatal from 100 cases of the CT images 脳梗塞診断用人体ファントムより正確な画像 病変検出能の評価を目的に, 脳梗塞模擬ファントムを新たに開発した. 開発コンセプトとして外観 ( 見た目 ) も重視し,X 線一般撮影用の位置決め練習用ファントム ( ポジショニングファントム ) のフォルムを採用し, 外観からも人体の頭部であることがわかるようにした ( 骨が透けて顔面骨, 眼球部, 鼻部, 歯などが観察できる ). また, 皮膚の部分を精巧に近似することで, 頭蓋骨周辺部の改善や骨にも皮質骨を加えた. 脳内部に至っては, 左右の脳 ( 本ファントムでは, 白質 灰白質までの区別はできていない ) や小脳, 脳層 脳室, 眼球等の形状や人体組成を反映した. 本ファントムの概要は, 脳実質部, 脳梗塞部及び頭蓋骨部の 3 つのセクションで構成し, ウレタン樹脂とエポキシ樹脂にて作製した.CT 値を脳実質部 36HU, 頭蓋骨部 900HU 程度, 脳梗塞部は, 急性期を模擬した直径 20mm,30mm の球形状の CT 値 32HU, 34HU とし, 大脳基底核レベル ( 松果体を通る断面に近い ) および側脳室体部レベルの中大脳動脈の血管支配領域内に各 2 箇所を配置した. ファントム物質の構成表を Table.3 に示す. 脳梗塞部は脳実質部の CT 値よりも急性期脳梗塞を反映した,-2HU, -4HU の低い値とした 29)

17 Table. 3 Elemental compositions of the X-ray CT phantom to evaluate cerebral stroke. Spheres Annulus Element 36HU 34HU 32HU 900HU H C N O P S Ca Ba Data are in wt % 900HU shows the skull bone. 次に人体ファントムの設計図と外観を Fig.4 及び Fig.5 に示す. ファントムの各部の CT 値については,X 線実効エネルギーが 60keV 時においての各物質の密度における質量減弱係数を計算から求め,CT 値を算出した. 通常,X 線 CT 装置は, 実効エネルギーに対応した線減弱係数により CT 値の計算が行われる. 各装置メーカーにおいて, 装置の種類, バージョンでその値が異なる 31). 一般的には,55keV~65keV の範囲の値が多いことから, 本研究では,60keV を選択した. 外観からも人体の頭部であることがわかるようにした

18 110mm 229.5mm 64.6mm 75.5mm 55mm 187mm 34HU (-2HU) Ⅰ 22.2mm 32HU (-4HU) 20mm Ⅰ Ⅱ OM Line Ⅱ 30mm 34HU (-2HU) 44.5mm 32HU (-4HU) Fig.4 The schematic draw of the X-ray CT phantom to evaluate cerebral stroke. Fig.5 The picture of the X-ray CT phantom to evaluate cerebral stroke. (a) lateral view, (b) frontal view

19 2-4. 頭部線量測定用ファントム頭部線量測定用ファントム ( 北里大学, 京都科学共同開発 ) は, 画像評価用の脳梗塞模擬ファントムと同様の材質 形状を採用し, 頭部形状を精巧に反映した脳実質部, 頭蓋骨部の 2 部位で構成され, 実効エネルギー 60keV 時の値にて, 各々 36HU,900~ 1500HU 程度の CT 値を有し, 眼窩耳孔線 (OML) に沿った角度で厚さ 30mm の眼窩部から頭頂部まで A から F の 6 スライス断面で作製した (Table.4,Fig.6,Fig.7). 各スライス断面には, 線量計挿入用の腔を A:8 個,B:10 個,C:11 個,D:11 個, E:9 個及び F:5 個の計 54 箇所を設置した (Fig.8). Table. 4 頭部線量測定用ファントムの構成要素. Fig.6 頭部線量測定用ファントム設計図

20 Fig.7 頭部線量測定用ファントムの外観

21 Fig.8 頭部線量測定用ファントムのスライス断面 (A~F 断面 )

22 2-5. 小括 : 診断能評価 線量測定用ファントム開発一般的に CT の画像評価に用いられる水やアクリル (PMMA) 製のファントムでは, 疾患に対応した正確な病変検出能を評価することが難しい. そこで, 我々は対象とする部位 ( 頭部 ) や疾患部 ( 脳梗塞 ) の CT 値を反映したファントムを作製した. 円筒ファントムに関しては, 頭部径 180mm と人体の形状に近似させ, 頭蓋骨を付加した. 内部に急性期脳梗塞と脳出血を模擬した CT 値を有する病変部を配置し, 正確な病変検出能の評価を可能とするファントムを開発した. また, 人体ファントムに関しては, 円筒ファントムをさらに人体に近似させるために, 脳内部や頭蓋骨の形状を精巧に反映させた. 内部に急性期脳梗塞を模擬した CT 値を有する病変部を脳梗塞の好発部位である中大脳動脈の血管支配領域内に配置した. 我々が目的とする急性期脳梗塞のような低コントラスト域の病変を対象とする場合に, その病変の配置環境 ( 例えば,X 線が透過する経路の構成物 ) の影響が, 画像ノイズとなる場合が多いと考えられる. 故に, 人体頭部 ( 脳 ) の内部の形状や頭蓋骨の形状, 頭部の長径, 短径等のリアルな形状が要求される. 急性期脳梗塞部を模擬した病変部に関しても, 脳内の適切な配置や病変径, 急性期病変の組織変化に近似した密度 CT 値の設定も考慮しなければならない. これらの要件を満たしたファントムにより, 脳梗塞の正確な検出の評価が可能になると考えた. さらに, 線量測定用ファントムは, 上記ファントムと同様の材質 形状で作製し, 正確な被ばく線量測定を可能とした. これにより, 画像評価と線量評価を関連させて評価できると考えた

23 3. 既存の X 線 CT 装置による梗塞病変検出 3-1. 序論 :X 線 CT 装置による急性期脳梗塞検出の現状一般的に X 線 CT 画像による急性期の脳梗塞部は,X 線による吸収が少なく低吸収域として描出され, 脳実質と同程度の CT 値となり, 通常の X 線 CT 検査による描出が困難である 2). 脳梗塞発症 数時間後の急性期には, 脳浮腫に近い状態のため脳実質との X 線吸収が近似し,CT 値の差が極端に小さくなり, 画像上の識別能が低下するためと考えられる. さらに, 低コントラストを示す急性期脳梗塞部の検出に関し,X 線 CT 画像上のノイズの影響が大きくなり, 小さな濃度差の識別が困難となる. よって, この画像ノイズを減少させ, 梗塞部のコントラストを向上させることができれば, 急性期脳梗塞部の検出が可能になると考えられる 方法 : 従来型 X 線 CT 装置による病変検出のための撮影条件の検討前述の急性期脳梗塞を模擬した診断能評価用ファントム ( 円筒ファントム ) を使用し病変検出を行うため,X 線 CT 装置 (Aquillion ; 東芝 ) を使用し (Fig.9), 撮影条件の検討を行った. 撮影条件は Table.5 に示す. 急性期脳梗塞部 10mmφにおいて contrast-to-noise ratio(cnr) による画像評価法を採用し (Fig.10), CNR 値 1.0 以上で疾患の検出が可能と定義した. 次に,Duke University の Schindera らの RSNA 2006 Report 32) を参考に, 各管電圧 (135kV,120kV,100kV,80kV) で撮影した場合の画像ノイズとコントラスト増強能を検討した 33). 撮影に際しては急性期脳梗塞を描出するための撮影条件報告から, 一般的な頭部ルーチン撮影時の 400mAs に比較して 1.5 倍以上の線量が必要であることから 600mAs を基準として用いた 12). この実験では, 管電圧差の影響のみを評価するため, 低管電圧撮影時に問題となるフォトン数の減少を mas 値 ( 管電流時間積 ) を大きくして代償した. 臨床検査時の X 線 CT 装置での撮影時の最大設定値 (Table.6) を満たし 32), スライス厚は,4mm(1mm スライス厚の 4 スタック ) を使用し, 画像再構成関数は, 通常使用する頭部専用関数の FC21 を採用した

24 Fig.9 本論文で実験に使用する X 線 CT 装置の外観. 東芝社製の Aquillion. Table 5 Scan conditions of X-ray CT for phantom imaging Tube voltage (kv) Tube current ( ma) Gantry Rotation (sec) ~ 800 ( 50mA interval) mas 5 0 ~ 800 ( 50mAs interval) Slice thickness (mm) Conventional scan

25 Fig.10 急性期脳梗塞を模擬した診断能評価用ファントムにおける CNR 測定時の計算式 と ROI 設定位置. Table 6 Scan conditions of X-ray CT for phantom imaging Tube voltage (kv) Tube current (ma) Gantry Rotation (sec) mas Slice thickness (mm) Reconstruction kernel FC21 FC21 FC21 FC21 Conventional scan

26 3-3. 結果 : 急性期脳梗塞の検出を目指した視覚及び定量評価急性期脳梗塞を模擬した診断能評価用の円筒ファントムを用い,X 線 CT 装置 (Aquillion ; 東芝 ) で撮影条件に関する基礎的検討を行った. 各管電圧で撮影した画像結果を Fig.11 に示す. 実際の CT 画像では, 管電圧の高い画像ほど, ザラツキが低下したが, 管電圧が低いとザラツキが非常に目立った. 急性期脳梗塞部 32HU におけるスライス厚 4mm,8mm,16mm の各 mas 値の CNR の結果を Fig.12,Fig.13 及び Fig.14 に示す. CNR が 1.0 を超える条件 (Table.7) は, スライス厚 4mm で,135kV 450mAs,120kV 500mAs,100kV 550mAs, 80kV 750mAs, スライス厚 8mm で,135kV 350mAs,120kV 400mAs,100kV 400mAs,80kV 650mAs, スライス厚 16mm では,135kV 750mAs,120kV 550mA,100kV 650mAs であった. 135kVp 120kVp 100kVp 80kVp Fig.11 各管電圧における診断能評価用 円筒ファントムの撮影画像

27 Fig.12 各管電圧における CNR 値と mas 値の関係. スライス厚 4mm 時. Fig.13 各管電圧における CNR 値と mas 値の関係. スライス厚 8mm 時

28 Fig.14 各管電圧における CNR 値と mas 値の関係. スライス厚 16mm 時. Table 7 Scan conditions of more than CNR value of 1.0 of phantom imaging Slice thickness (mm) Tube voltage (kv) mAs 500mAs 550mAs 750mAs 350mAs 400mAs 400mAs 600mAs mAs 550mAs 650mAs

29 Acute cerebral infarction (HU) スライス厚 4mm とした時, 管電圧 (135kV,120kV,100kV,80kV) を変えて撮影した時の急性期脳梗塞部の CT 値を Fig.15,SD 値を Fig.16 に示す. 管電圧の違いのみを評価したいため, 低管電圧撮影時には, 管電圧の低下によるフォトン数の減少を代償するよう mas 値 ( 管電流時間積 ) を大きくした. 急性期脳梗塞部の CT 値は, 管電圧を変えても大きな差は見られなかったが,SD 値には大きな差が表れた. 一般的に低コントラストを示す疾患は, 画像ノイズの影響が支配的であるとされている. 本ファントムで模擬した急性期脳梗塞部では, 高管電圧ほどノイズ量は低下したため,CNR が増加した (Fig.17) HU kV 600mAs 120kV 750mAs 100kV 900mAs 80kV 1200mAs Fig.15 各管電圧における急性期脳梗塞部の CT 値. 135kV:34HU,120kV:33.4HU,100kV:33.0HU,80kV:32.7HU

30 Contrast-to-noise ratio (CNR) Standard deviation (SD) % % +39% 0 135kV 600mAs 120kV 750mAs 100kV 900mAs kV 1200mAs Fig.16 各管電圧における診断能評価用 円筒ファントムの撮影画像の SD 値. SD 値の割合 (%) を示す kV 600mAs 120kV 750mAs 100kV 900mAs 80kV 1200mAs Fig.17 各管電圧における CNR 値. 急性期脳梗塞部径 10mm の値を示す

31 3-4. 考察 :X 線 CT 装置による病変検出の可能性急性期脳梗塞を模擬した診断能評価用の円筒ファントムを用い,X 線 CT 装置 (Aquillion ; 東芝 ) で撮影条件に関する基礎的検討を行い, 直径 10mm の模擬梗塞部位検出の条件,CNR が 1.0 を超える管電圧と mas 値を決定した. 管電圧 (135kV,120kV,100kV,80kV) の時, スライス厚が 4mm から 8mm と厚くなるに従い mas 値は, いずれの場合も低下した. しかし, 本実験で, スライス厚を 16mm とした時に CNR の改善は見られず, 逆に mas 値は増加した. 通常, 急性期脳梗塞のような低吸収域の検出には, 厚いスライスが有効であるとガイドライン上に示されている. しかし, 今回対象とした模擬病変径は 10mm で, 径がスライス厚よりも小さくなり, 前後の加重平均により CNR は低下してしまった. すなわち病変の検出には, 体軸方向の厚さも考慮した撮像パラメータの設定が必要と考えられた. 本実験結果から, 病変径を超えない範囲内で厚いスライスとなる 8mm が撮影には最適で, 高い管電圧 100kV 以上での撮影が有効であった. 実際の臨床の場でも, スライス厚に関しては, 脳卒中ガイドライン上において, 厚いスライスの使用が推奨され, 小さな脳梗塞の検出を考えると上記の条件が適していると考えられる 小括 : 急性期脳梗塞部検出 X 線 CT 画像による急性期脳梗塞部は,X 線による吸収が少なく ( 低コントラスト ), 通常の CT による描出が困難となる. 脳実質部を 36HU 程度とすると-2HU,-4HU の 32HU, 34HU 程度の CT 値差が少ない状態として描出される. 低コントラストを示す急性期脳梗塞部では, 画像ノイズの影響が支配的なため, 識別能が低下する. よって, この画像ノイズを減少させることや梗塞部のコントラストを向上させることができれば, 急性期脳梗塞部の画像診断が可能となる. 撮影画像の視覚評価より,100kV,120kV において急性期脳梗塞部の描出が良好であった.CNR 値 1.0 以上になった管電圧は 100kV,120kV および 135kV であり, ほぼ同様の傾向を示した. この時の管電流時間積は, スライス厚 4mm で 500mAs 程度,8mm で 400mAs 程度が必要であった. 被ばく線量等を考慮し, さらに病変径を超えない範囲内での厚いスライスとなる 8mm が撮影には最適で, 管電圧は 100kV 以上での撮影が有効と考えられた

32 4.Dual-energy CT 装置による脳梗塞部検出の試み 4-1. 序論 :Dual-energy CT 近年, 臨床現場に登場した Dual-energy CT 装置による急性期脳梗塞の検出について検討した. この装置の特徴は,1 回転で 2 つのエネルギー (kv) の撮影画像を同時に取得できることである. 一般に, 複数の物質が混合された人体では, 各物質が有する X 線実効エネルギーの質量減弱係数を正確に計算することができない. この問題を解決する手段の 1 つとして,Dual-energy CT を利用した撮影が考えられている. 質量減弱係数は,X 線のエネルギーに依存するため, 異なる管電圧での撮影で異なる CT 値が得られる 14). 本研究では,Dual-energy CT を用いて, 異なるエネルギーで撮影されたデータから, 仮想単色画像 (Virtual monochromatic image) を作製した. 通常の連続 X 線における撮影画像に比較して, 単色 X 線画像では, ある物質に対して高いコントラストを得ることができる. そこで, 仮想的にではあるが, 単色 X 線撮影画像に近似させ, コントラストを上昇させる事ができる 15). そこで, 急性期脳梗塞部 (30mm 径 ) のコントラストを上昇できる最適なエネルギー (kev) を選択するための基礎的実験を行った 方法 :Dual-energy CT 装置の撮影条件の検討及び Virtual monochromatic imaging 本研究で使用する X 線 CT 装置は,SIMENS 社製の SOMATOM Definition Flash 128DAS (Fig.18) である. 次に Dual-energy CT における撮影条件の概要を以下に示す. 通常の臨床撮影条件の範囲内の管電圧,80kV,100kV 及び 140kV を使用した. Single-energy の画像と比較するために, 120kV で撮影した.SIEMENS 社製の Dual-energy CT の管電圧の組合せは,80kV/Sn140kV, 100kV/Sn140kV, 及び 140kV/80kV の 3 パターンがあり, このうち 80kV/Sn140kV と 100kV/Sn140kV の管電圧では, スズ (Sn) による薄いフィルタ (0.4mm 厚 ) が, 側に付加されていた. これは,140kV 時に発生する低エネルギー成分をカットし, 低エネルギー, 高エネルギーの差 ( 厳密には, 同物質における線減弱係数もしくは質量減弱係数の差 ) を広げることで,2 種類の情報を明確に分けることができる 14). その他の条件として, 管電流時間積 400mAs, 600mAs 及び 800mAs, スライス厚 10mm,20mm を使用した (Table.8). スライス厚については, 急性期脳梗塞ガイドライン上で推奨されている 10mm 以上の厚いスライス厚の使用を参考とし, 前述の診断能評価用ファントム ( 円筒ファントム ) による結果も参考とした. 厚いスライスの使用の利点として, 脳梗塞検出に弊害となる画像ノイズを軽減させる効果が期待できる. そこで, 実際の実験時には, 検出器のセルサイズ 0.625mm 64 列によるスライス厚 5mm 間隔のデータを収集し,PC ワークステーション

33 (Syngo, SIMENS) による MPR( 多断面画像再構成 ) の画像再構成から 10mm,20mm スライスの画像を作製した. 仮想単色画像 (Virtual monochromatic image) については, 任意の仮想単色エネルギーの画像を作製した. 本研究では,40keV から 100keV の範囲を 10keV 間隔で 7 画像を作製し,60keV~80keV の範囲を 1keV 間隔で 21 画像を作製した. この過程は, 管電圧 80 kv/sn140kv, 100kV/Sn140kV 及び 140kV/80kV の各々に対して行った. 単色エネルギーを選択した理由として, 先行研究において使用装置や通常の頭部撮影における描出能を対象としている点は異なるが,65keV から 70keV で有意に頭部の signal-to-noise (S/N) ratio が上昇した結果を参考として, この値の前後にエネルギー範囲を設定した 34,35). 急性期脳梗塞の検出を画像学的に定量評価するため, 各管電圧の組合せの仮想単色画像について CNR を求めた. 計測対象を OM ラインから頭頂部へ 55mm の位置に挿入されている急性期脳梗塞模擬疾患部の 32HU,30mm 径を対象として, 約 120mm 2 の関心領域を設定し,( ROI M - ROI B ) / SD B の計算式を用いて算出した (Fig.19). 上記の式において ROI M は模擬疾患部の中央部に配置して平均 CT 値を求め,ROI B 及び SD B は, 模擬疾患部から近い位置で脳の構造 ( 脳層 脳室 ) が影響しない脳実質部内に配置して平均 CT 値及び SD 値を求めた. また,CNR 値が 1.0 以上で, 急性期脳梗塞の検出の可能性があると定義した. これは, 現在までの予備実験を含めた研究成果より 36,37), 導いた値で急性期脳梗塞ようなのコントラストが少ない疾患を対象としているためである. Fig.18 本研究で実験に使用した Dual-energy CT 装置の外観.SIMENS 社製の SOMATOM Definition Flash 128DAS

34 Table 8 Scan conditions of Dual-energy CT for phantom imaging Tube voltage (kv) Tube current (ma) Gantry Rotation (sec) mas 80/Sn /Sn / Slice thickness (mm) 10* 20* * It creates form 5 mm slice thickness data Fig.19 脳梗塞模擬ファントムにおける CNR 測定時の計算式と ROI 設定位置

35 4-3. 結果 :Virtual monochromatic images 及び定量評価急性期脳梗塞の検出には, コントラストの増強が必要であるため, 本研究では, Dual-energy CT を用い, 異なるエネルギーで撮影したデータから, 仮想単色画像 (Virtual monochromatic image) を任意のエネルギー (kev) で再構成した. 撮影画像例として, スライス厚 10mm における画像を示す.Fig.20 に管電圧 80kV/Sn140kV,600mAs における 40keV から 100keV の画像,Fig.21 に管電圧 100kV/Sn140kV,600mAs における 40keV から 100keV の画像, 及び Fig.22 に管電圧 140kV/80kV,600mAs における 40keV から 100keV の画像を示す. Fig.20 Virtual monochromatic images from 40 to 100 kev in 10 kev steps obtained at 80 kv / Sn 140 kv, (a) 40 kev, (b) 50 kev, (c) 60 kev, (d) 70 kev, (e) 80 kev, (f) 90 kev, (g) 100 kev. with of 10 mm slice thickness and 600 mas

36 Fig.21 Virtual monochromatic images from 40 to 100 kev in 10 kev steps obtained at 100 kv / Sn 140 kv, (a) 40 kev, (b) 50 kev, (c) 60 kev, (d) 70 kev, (e) 80 kev, (f) 90 kev, (g) 100 kev. with of 10 mm slice thickness and 600 mas. Fig.22 Virtual monochromatic images from 40 to 100 kev in 10 kev steps obtained at 140 kv / 80 kv, (a) 40 kev, (b) 50 kev, (c) 60 kev, (d) 70 kev, (e) 80 kev, (f) 90 kev, (g) 100 kev. with of 10 mm slice thickness and 600 mas

37 視覚評価では, 全ての画像において低エネルギーから高エネルギーに向かって画像のザラツキが低減していることが判定できる. 急性期脳梗塞部の描出能をコントラストと画質の関係から観察すると,80kV/Sn140kV では,60keV 及び 70keV が最適なエネルギー画像と考えられた. 同じく 100kV/Sn140kV 及び 140kV/80kV においても 60keV 及び 70keV が良好であった. Virtual monochromatic images において,CNR による画像評価を行った.Fig.23 に 40keV から 100keV の範囲を 10keV 間隔で作製した 7 画像の CNR の結果を,Fig.24 に 60keV~80keV の範囲を 1keV 間隔で作製した 21 画像の CNR の結果を示す. 40keV から 100keV の範囲の CNR は,mAs 値の増加に伴い改善した.400mAs 時では, 140kV/80kV で CNR 1.2 が最大値,600mAs 時では,100kV/Sn140kV と 140kV/80kV で CNR 1.38 が最大値となり,800mAs 時には,140kV/80kV で CNR 1.5 を超える結果となった. また,80kV/Sn140kV では,CNR の最大値が 70keV,100kV/Sn140kV では 70keV と 80keV, 140kV/80kV では,70keV となり, 視覚評価と同様の結果が得られた. 60keV~80keV の範囲を詳細に評価した実験では,mAs 値の増加に伴い CNR 値が改善した.80kV/Sn140kV で 68keV,100kV/Sn140kV で 72keV,140kV/80kV で 67keV の時に最も高い CNR 値を示し,800mAs 時には,CNR 1.7 程度であった. 概ね,70keV 前後のエネルギーが急性期脳梗塞部の検出に適している事が明らかとなった.120kV 撮影時と比較した Dual-energy CT の最適エネルギーと CNR 値を Table.9 に示す.120kV の CNR 値は 0.74,Dual-energy の撮影では,1.57 以上の値を示した. 各管電圧における Virtual monochromatic images の最適エネルギー画像を Fig.25 に示す. いずれの画像においても梗塞部が明瞭に見えた

38 Fig.23 Contrast-to-noise ratio of virtual monochromatic images from 40 to 100 kev at 10 kev interval in (a) 400 mas, (b) 600 mas, (c) 800 mas. with three image acquisition at 80 kv / Sn 140 kv, 100 kv / Sn 140 kv, and 140 kv / 80 kv

39 Fig.24 Contrast-to-noise ratio of virtual monochromatic images from 60 to 80 kev at 1 kev interval in (a) 400 mas, (b) 600 mas, (c) 800 mas. with three image acquisition at 80 kv / Sn 140 kv, 100 kv / Sn 140 kv, and 140 kv / 80 kv

40 Table 9 Optimal energy of virtual monochromatic images for the detection of acute cerebral infarction. Tube voltage (kv) / / /80 Virtual monochromatic images ( kev) CNR value mm slice thickness and 800 mas. Fig.25 Virtual monochromatic image will the highest CNR value, at (a) 68 kev under 80 kv / Sn 140 kv, (b) 72 kev under 100 kv / Sn 140 kv, and (c) 67 kev under 140 kv / 80 kv. CNR value is (a) 1.57, (b) 1.72, and (c)

41 4-4. 考察 :Dual-energy CT 装置による病変検出の可能性近年, 臨床現場に登場した Dual-energy CT 装置による急性期脳梗塞の検出について検討した. 本研究では,Dual-energy CT において, 異なるエネルギーを用いて撮影したデータから, 仮想単色画像 (Virtual monochromatic image) を任意のエネルギー (kev) で画像再構成した. CNR を用いた定量解析においては, 仮想単色エネルギーを 40keV~100keV まで 10keV 間隔で荒く評価した. さらに, GE 社製 (Discovery 750 HD) を用いた先行研究では, 65keV から 70keV での頭部画像で有意に signal-to-noise (S/N) ratio が改善していた 34). そのため, 本研究では 60keV~80keV の範囲を 1keV 間隔で詳細に評価した. また,80kV/Sn140kV,140kV/80kV に対して,100kV/Sn140kV の CNR 分布が異なった.SIMENS 社製の Dual-energy CT による仮想単色画像の再構成は, イメージデータ間による加重加算方式にて行っており 42), 使用する管電圧エネルギーの組合せが CNR 値に影響したと考えられる. CNR 値は, 管電流時間積値が 400mAs から 800mAs と増加するに従って高い値となった.800mAs では, すべて CNR 値 1.5 以上であった. Dual-energy CT の撮影において得られた Virtual monochromatic images は,120kV で撮影した Single-energy の画像に比べ, 視覚的に梗塞部位の診断が容易であった. CNR を用いた定量解析においても Single-energy の画像に比べ,2.12 倍以上画質が改善した.CNR が最大を示した Dual-energy CT の撮影条件は,100kV/Sn140kV で 2.32 倍の画質向上が得られている. 本実験から Single-energy 撮影に比べ,Dual-energy 法においては, 視覚的 定量的に優れた画像が得られ, 急性期脳梗塞部位の検出には,Dual-energy 法を用いることが有効であると考えられた 小括 :Dual-energy CT 装置による脳梗塞部検出 Dual-energy CT の撮影において得られた Virtual monochromatic images は,120kV で撮影した Single-energy の画像に比べ, 視覚的にも定量的にも梗塞部位の診断が容易であった.CNR を用いた定量解析においても Single-energy の画像に比べ,2.12 倍以上画質が改善した. 急性脳梗塞部位の検出には,Dual-energy 法を用いることが有効であると考えられた

42 5.X 線 CT の頭部被ばく線量測定 5-1. 序論 :X 線 CT 装置による被ばくの現状本研究においては,X 線 CT 検査による虚血性脳卒中の検出を目標としている. Dual-energy CTの実験も行っており, この被ばく線量も明確には明らかにされていない. そこで, 被ばく線量測定の必要性が考えられるが,CTDIにおける方法は線量指標としての値であり, 人体を反映した線量を求めることが望まれた. X 線 CTでは, 線量評価にCT Dose Index(CTDI) とDose Length Product(DLP) という評価値が用いられている. いずれも, 規格化された測定に基づく評価値であり,CTDIw (weighted CTDI) は,1スキャンあたり直径 32cm( 体幹部を想定 ) もしくは直径 16cm ( 頭部を想定 ) の円筒形アクリル樹脂ファントムの中心軸上の1 点及び, 表面から1cm の深さの数点の吸収線量の荷重平均を表している. 近年のMulti Slice CT(MDCT) では, ヘリカルスキャンの際, 患者寝台移動のピッチ (X 線管の1 回転あたりの移動距離をX 線ビーム幅で除した値 ) が1.0より小さくなるスキャンを行うため, この補正を行う必要がある. すなわち荷重平均されたCTDIw をピッチで除算し,CTDIvol(volumetric CTDI) として評価に用いる. このCTDIvol で, ファントム中の1 点の平均的な吸収線量を評価する.DLP は,CTDIvol に,X 線が照射される体軸方向の幅 (scan exposure length) を乗じたもので,1 検査あたりの総線量に比例する評価値である 38-40).CTDI は, 患者被ばく線量の目安としても使われており,ICRP 診断参考レベル 41) や日本放射線技師会被ばく低減目標値 38) として採用されている (Table.10). Table.10 CTDI の参考値 ( 単位 :mgy)

43 5-2. 方法 :TLD による線量測定及び Size-specific dose estimates の検討線量計測には熱ルミネセンス線量計 (TLD:Thermoluminescence dosimeter) 法を採用し,TLD READER(TD-1000:TORECK 社製 ) 及び TLD 素子 (MSO-S:TORECK 社製 ) を使用した.TLD 素子をアニーリングオーブンにて約 500 まで加温し, バックグラウンドレベルまで熱蛍光量を下げた. 一般的には,MSO 素子を使用する場合に環境放射線計測用であることから高感度を示し, 約 2~5μSv のバックグラウンドとなることが多い. 頭部線量測定用ファントムの A~F のスライス断面に,TLD 素子を 1 個づつ挿入した. 撮影終了後に, ファントムより TLD 素子を取り出し,TLD リーダーによる熱蛍光量の測定を 1 個づつ行った. Dual-energy CT の撮影条件として, 管電圧 80kV/Sn140 kv, 100kV/Sn140kV 及び 140kV/80kV, 管電流時間積 400,600 及び 800mAs, スキャン範囲を OML から頭頂部にかけての範囲 120mm に設定 (C から F の 4 断面に相当 ) し,3 回の計測の平均値より吸収線量の算出を行った. また, 取得した各断面の各箇所の吸収線量を使用して,CTDI 法と同様の方法で線量評価も行った.TLD においての計測のため, 長さが 10mm で行い, 係数によりスライス断面 30mm の値とした. 線量の計算式は,Table.11 に示す.Weighted CTDI( スライス断面の線量を中心と外側で重み係数を掛ける.C: 中心部,P: 外側部 : 通常は,90 度毎に 4 点計測し, 平均値を求める ) を算出した (Fig.26). Table 11 The calculation of the dose indices in the X-ray CT Index Weighted CT dose index (CTDI W ) = 1/3 CTDI C + 2/3 CTDI P * Volumetric CT dose index (CTDI Vol ) = CTDI W / Picth Factor Unit mgy mgy Definition Dose in slice cross section Dose of slice in slice thickness Dose Length Product (DLP) = CTDI Vol L(cm) mgy cm Dose of shooting range * P = 1/4 CTDI P1,P2,P3,P4-37 -

44 Fig.26 頭部線量測定用ファントムのスライス断面 D における Weighted CTDI 算出時の計測 位置. 近年,AAPM( アメリカ医学物理学会 ) より発表された Size-specific dose estimates (SSDE) 法を検討した 43,44). 既存の方法である円形状ファントムに形状を加味し線量を求める方法で,AP と Lateral 方向より長径 A 短径 B を求め (Fig.27), 実効径 Deff を式 1 より算出した. 実効径 Deff を元にファントムから求められた CTDI 値を変換する変換係数テーブルを引き (Table.12), その変換係数値をファントムから求められた CTDI 値に積算して SSDE 値とした. 体格により変化する長径 A, 短径 B に基づいた体格を考慮した正確な X 線線量情報を得ることができる. SSDE 法の算出は, 式 2 により行い,DLP の算出には, スライス断面 30mm の範囲の CTDI Vol を求め, これを SSDE に変換し, 各スライス断面値の積算により求めた. 既存の円柱状のファントムは, 長さ方向を掛けることで算出できるが, 我々の精巧なファントムでは, 頭部の断面位置により形状が異なるために, 積算により算出を行った. Deff = A B (1) SSDE = CTDI Vol Factor 単位 :mgy (2)

45 Fig.27 SSDE 法の AP 及び Lateral 方向の考え方 (AAPM report No.204 より引用 43) ) Table. 12 実効径 Deff を元にファントムから求められた CTDI 値の変換係数テーブル (AAPM report No.204 より抜粋引用 43) ) Lat+AP Effective Conversion Dim (cm) Dia (cm) Factor

46 5-3. 結果 : 頭部 X 線 CT における吸収線量 TLD の計測結果本研究では,X 線 CT 装置における被ばく線量を明らかにするために, 前述した頭部線量測定用ファントムを使用した計測を実施した. Fig.28 に,600mAs 時の 120kV と 140kV/80kV での,A から F 断面の各箇所における吸収線量の値を示す. スライス断面内の吸収線量は,±5mGy 以内でほぼ同様の値を示した. 頭部のスライス断面位置の形状による差も 2~5mGy 程度あることがわかった. 120kV に比較して 140kV/80kV の吸収線量は,6~8mGy 低い値を示した. すなわち, 同 mas であれば Dual-energy CT において, 被ばく線量を低減できることを示している. Fig.29 に, 各スライス断面の TLD の平均値を用いた吸収線量と mas 値の関係を示す. 各スライス断面 (A から F) の全ての計測点の吸収線量を平均した. 撮影範囲内の C ~F は, 吸収線量の分布がほぼ同様であったが,A,B は, 撮影範囲外のため低い値となった.120kV 時と比較して 600mAs の場合,80kV/Sn140kV: 約 47%,100kV/Sn140kV: 約 30% 及び 140kV/80kV: 約 22% の線量低減が可能であった. すべての断面で,120kV に比較して,Dual-energy CT にて吸収線量の値が低くなった

47 Fig.28 A から F 断面の各測定点における吸収線量の値 ( スライス断面厚 10mm) 120kV と 140kV/80kV の値を示す. 脳血管支配領域も合わせて示す

48 Fig.29 各スライス断面の TLD の平均値を用いた吸収線量と mas 値及び管電圧の関係 ( スライス断面厚 10mm) SSDE を適用した CTDI と DLP の計算結果我々の実験結果を CTDI に応用した吸収線量の評価を試みた.PMMA ファントムと頭部線量測定用ファントムを使用した時の DLP 値を CTDI,SSDE を適用して求めた値を示す (Fig.30). Single-energy 画像と Dual-energy 画像における CTDI Vol を示す (Fig.31). この値

49 はスライス断面 D における 30mm の梗塞部の吸収線量の値を示している.120kV に比較して, 大幅に Dual-energy 撮影で吸収線量が低減されている. CT における撮像領域全体の吸収線量を示す (Fig.32). 頭部ルーチン撮影条件である 120kV,400mAs の DLP と 100kV/Sn140kV,140kV/80kV の 600mAs の DLP が同程度の値を示した. また, 前章で示した脳梗塞部検出における Dual-energy CT での最適撮影条件と被ばく線量の関係を Table.13 にまとめる.120kV と比較すると, 約 23~55% の大幅な被ばく低減が可能である. Fig.30 SSDE の適用前後の 120kV における DLP(120mm)

50 Fig.31 SSDE 適用後のスライス断面 D(30mm) における CTDI Vol. Fig.32 SSDE 適用後の各管電圧の Dual-energy 画像における DLP(120mm)

51 Table 13 DLP of Dual - energy images for the detection of acute cerebral infarction. Tube voltage (kv) mas CNR value Dose ** 80/140 (68keV*) /140 (72keV*) /80 (67keV*) * Virtual monochromatic images (kev ). ** DLP ( mgy cm) 考察 : 頭部被ばく線量評価 PMMA ファントムに比較して本ファントムの DLP 値が大幅に低下していた. 理由は, PMMA ファントムの直径が 16cm と実際の頭部径よりも小さく設計されていることで, 吸収線量の過大評価が生じているためと考えられた. 実際の撮影の吸収線量は, 約 33% の被ばく線量が低くなっている. また,SSDE を適用すると頭部形状が反映された値となり, 若干の線量増加となることを明らかにした. スライス断面 D における 30mm の梗塞部及び CT 撮像範囲の吸収線量は,120kV に比較して, 大幅に Dual-energy 撮影で吸収線量が低減していた. 脳梗塞部検出における Dual-energy CT での最適撮影条件と被ばく線量の関係について考えると,120kV と比較すると,Dual-energy では約 23~55% の大幅な被ばく低減が可能である. すなわち, 被ばくの観点から考えて高コントラストが得られる Dual-energy 撮像法が, 脳梗塞部位の検出のためには有効と考えられる

52 5-5. 小括 :X 線 CT の頭部被ばく線量脳梗塞部検出における Dual-energy CT での最適撮影条件と被ばく線量の関係について考えると,120kV と比較すると,Dual-energy では約 23~55% の大幅な被ばく低減が可能である. すなわち, 被ばくの観点から考えて高コントラストが得られる Dual-energy 撮像法が, 脳梗塞部位の検出のためには有効と考えられる

53 6. 結語 ( 総括 ) 本研究では, 最初に脳血管疾患に対して行われる X 線 CT 検査で, 急性期脳梗塞部の検出を可能とする撮像手法について, 脳梗塞を模擬した診断能評価 線量測定用ファントム開発, 既存の X 線 CT 装置による病変検出,Dual-energy CT 装置による脳梗塞部検出の試み, さらに X 線 CT での頭部被ばく線量測定について検討した. 一般的に CT の画像評価に用いられる水やアクリル (PMMA) 製のファントムでは, 疾患に対応した正確な病変検出能を評価することが難しい. そこで, 対象とする部位 ( 頭部 ) や疾患部 ( 脳梗塞 ) の CT 値を反映したファントムを作製した. 脳梗塞診断用 円筒ファントムは, 頭部径 180mm と人体の形状に近似させ, 頭蓋骨を付加した. 内部に急性期脳梗塞部と脳出血部を模擬した CT 値を有する病変部を配置し, 正確な病変検出能の評価を可能とするファントムを開発した. 脳梗塞診断用 人体ファントムは, 円筒ファントムをさらに人体に近似させ, 急性期脳梗塞部や脳内部 頭蓋骨の形状を精巧に反映した. さらに, 頭部線量測定用ファントムは, 上記ファントムと同様の材質 形状で作製し, 正確な被ばく線量測定を可能とした. 既存の X 線 CT 装置による病変検出では, 撮影画像の視覚評価より,100kV,120kV において急性期脳梗塞部の描出が良好であった.CNR 値 1.0 以上になった管電圧は 100kV,120kV および 135kV で, ほぼ同様の傾向を示した. この時の管電流時間積は, スライス厚 4mm で 500mAs 程度,8mm で 400mAs 程度が必要であった. 被ばく線量等を考慮し, さらに病変径を超えない範囲内で厚いスライスとなる 8mm が撮影には最適で, 管電圧は 100kV 以上での撮影が有効であった. Dual-energy CT の撮影において得られた Virtual monochromatic images は,120kV で撮影した Single-energy の画像に比べ, 視覚的にも定量的にも梗塞部位の診断が容易であった.CNR を用いた定量解析においても Single-energy の画像に比べ,2.12 倍以上画質が改善した. 急性脳梗塞部位の検出には,Dual-energy 法を用いることが有効であると考えられた. 脳梗塞部検出における Dual-energy CT での最適撮影条件と被ばく線量の関係について考えると,120kV と比較すると,Dual-energy では約 23~55% の大幅な被ばく低減が可能である. すなわち, 被ばくの観点から考えて高コントラストが得られる Dual-energy 撮像法が, 脳梗塞部位の検出のためには有効であると考えられる. 以上より, 急性期脳梗塞の検出の最適条件として, 一般に普及している X 線 CT 装置において, 管電圧 100kV 以上, 管電流時間積 600mAs 以上, スライス厚 8mm 以上であることが望まれた. また,Dual-energy CT 装置を使用した時,Virtual monochromatic image の最適エネルギー 70keV 程度, 管電流時間積 600mAs 以上, スライス厚 10mm 程度が最適な撮影条件と考えられ, このときの被ばく線量は,20~50% 程度の低減が可能であった

54 7. 今後の課題本研究において, 救急医療における X 線 CT 装置による虚血性脳卒中を検出するための撮影条件が明らかとなったが, 疾患を有意に検出するためのコントラストの増強や画像ノイズの低減については, さらに検討が必要である. また,CT 検査時の頭部被ばく線量も明らかとなり, ガイドライン値の範囲内の線量で検査できることも実証したが, さらなる線量低減が必要と思われた. 画像評価に関しても本研究においては, 主観的な視覚評価に留まったが,ROC 解析等の客観的な評価法の導入が必要であると考えられた. また,X 線 CT 装置はメーカーの種類によって画像再構成法等の特徴が異なり, 出力される CT 画像は様々である.Dual-energy CT においても画像取得法に 3 パターンあり, 例えば,1 回転毎に管電圧を変えて撮影する手法,2 つの設置角度の異なる管球から同時に撮影する手法, 及び 1 つの管球にて View 毎の高速管電圧切替による撮影手法がある. 本研究で用いた Dual-energy CT は,2 つの設置角度の異なる管球から同時に撮影する手法を用いているが, その他の CT に関しても実験する価値はあると考えられた. 特に 1 つの管球にて View 毎の高速管電圧切替による撮影手法の CT では, 幾何学的な画像収集のズレがなく, 精度の高い画像再構成が行えるとされている. この装置を使用した仮想単色画像の精度も期待できる. 今後の研究課題として, 近年, 医療現場に登場し, 普及しつつある逐次近似型再構成法を搭載した X 線 CT による実験を計画している. 逐次近似型再構成法 (Iterative Reconstruction : IR) とは, 計測されたオリジナルのサイノグラムと, フォワード プロジェクションによって再現されたサイノグラムとの差分を最小化するように演算を反復 (Iteration) するアルゴリズムを用いて画像を再構成するものである. この画像の最大の特徴は, 画像ノイズを極端に低減できることと少ない X 線量で画像化ができること, つまり, コントラスト増強と被ばく線量を大幅に低減できることにある. この 2 点は, 我々が対象とする虚血性脳卒中のような低コントラスト域の病変の検出に必要不可欠なものである. 一部, 先行的に実験を遂行し, 画像評価や CNR 測定などから良好な結果を得ている. 今後は, さらに研究を進め, 最適な撮影パラメータを明らかにする予定である

55 8. 謝辞本論文は, 著者が本格的に虚血性脳卒中の研究に取り組み始めた平成 18 年度頃から現在までの研究成果をまとめたものであります. この間, 多くの方々のご指導やご支援をいただきました. まず, 本研究の指導教授である武田徹教授には, 懇切丁寧なご指導を頂き, 大変感謝いたしております. また, 日頃は診療放射線技術科学専攻に在籍する教員として, 学科運営や学生指導につきましてもご指導いただき深甚なる感謝を申し上げます. 次に, 共同研究者として終止ご指導いただいた聖マリアンナ医科大学放射線医学講座中島康雄教授, 茨城県立医療大学阿部慎司教授, 佐藤斉教授, ならびに有益なご助言をいただきました本学村石浩講師に厚く御礼を申し上げます. また,X 線 CT 実験にあたり, いつもご協力を願いご指導いただいた聖マリアンナ医科大学病院井上年幸氏ならびに埼玉医科大学総合医療センター松澤浩紀氏, そして, 日夜遅くまで実験に取り組んでくれた原研究室の代々の卒業研究生達の懸命な努力とご協力に感謝いたします. さらに, 医学物理学の道へ導いていただいた茨城県立医療大学故西村克之名誉教授に深く御礼を申し上げます. 最後に, 私のわがままをいつも寛大に受け入れ, 理解を示してくれた妻昌代と 愛娘千鶴に, 心から感謝いたします. なお, 本研究は, 文部科学省科学研究費補助金の助成を受けて行われた. 平成 18 年度 ~ 平成 19 年度 : 若手研究 (B),No , 研究代表者 : 原秀剛平成 21 年度 ~ 平成 22 年度 : 若手研究 (B),No , 研究代表者 : 原秀剛平成 24 年度 ~ 平成 25 年度 : 若手研究 (B),No , 研究代表者 : 原秀剛平成 26 年度 ~ 平成 28 年度 : 基盤研究 (C),No , 研究代表者 : 原秀剛財政的援助をいただいた文部科学省 ( 日本学術振興会 ) に謝意を表します

56 9. 引用文献 1. Ministry of Health, Labour and Welfare secretariat statistics and information department, vital statistics (in Japanese) Ishikawa T. Advancement in treatment for ischemic cerebral ischemia in the acute stage. Surg Cereb Stroke. 2005, 33, 85-8 (in Japanese). 3. Furlan A, Higashida R, Wechsler L, Gent M, Rowlay H, Kase C, et al. Intraarterial prourokinase for acute ischemic stroke. The PROACT Ⅱ study : A Randomized controlled trial. prolyse. JAMA. 1999, 282, Ueda T, Sakaki S, Kumon Y, Ohta S. Multivariable analysis of predictive factors related to outcome at 6 months after intraarterial thorombolysis for acute ischemic stroke. Stroke. 1999, 30, Harada M. Image diagnosis of cerebral ischemia. Jpn J Neurosurg. 2004, 13(11), (in Japanese). 6. Adams H P Jr, Adams R J, Brott T, del Zoppo G J, Furlan A, Goldstein L B, et al. Guidelines for the early management of patients with ischemic stroke scientific statement from the Stroke Council of the American Stroke Association. Stroke, 2003, 34, Stroke Treatment Guideline The Japan Stroke Society Satoh S, Kobayashi T, Hitomi A, Ikegaki I, Suzuki Y, Shibuya M, et al. Inhibition of neutrophil migration by a protein kinase inhibitor for the treatment of ischemic brain infarction. Jpn J Pharmacol. 1999, 80, Catphan phantom. Phantom Laboratory, Salem, NY, USA, Available at : Suess C, Willi A, Kalender, Coman J M. New low-contrast resolution phantoms for computed tomography. Med Phys. 1999, 26 (2), Muramatsu Y, Tsuda Y, Nakamura Y, Kudo M, Takayama T, Hanai K. The development and use of a chest phantom for optimizing scanning techniques on a variety of low-dose helical computed tomography devices. J comput assist tomogr. 2003, 27 (3), Tanaka C, Ueguchi T, Shimosegawa E, Sasaki N, Johkoh T, Nakamura H, et al. Effect of CT acquisition parameters in the detection of subtle hypoattenuation in acute cerebral infarction: A phantom study. AJNR Am J Neuroradiol. 2006, 27,

57 13. Hara H, Inoue T, Nishimura K, Nakajima Y et al. Development of the Phantom to Evaluate Acute Stage Cerebral Infarction and Conditions of X-ray CT Imaging, Korea-Japan. Med. Phys. 5, 2008, USB Y1R2-1, 4pages. 14. Thorsten. RC. Johnson, Dual Energy CT in Clinical Practice. Springer, New York, Yu L., Primak A. N., Liu X., and McCollough C. H.:Image quality optimization and evaluation of linearly mixed images in dual-source, dual-energy CT. Med. Phys., 2009, 36, Hara H, Muraishi H, Inoue T, Satoh H, Abe S, Matsuzawa H, Nakajima Y : Development of phantom to cerebral infarction and application of Dual-Energy CT. Jpn. J. Med. Phys, 2013, 33, Hamberg LM, Rhea JT, Hunter GJ, et al.: Multi-detector row CT: Radiation dose characteristics. Radiology, 2003, 226(3), The National Institute of Neurological disorders and Stroke rt-pa Study Group, N Engl.J. Med., 1995, 333, Gonzalez RG, Hirsch JA, Lev MH, Schaefer PW, Acute Ischemic Stroke- Imaging and Intervention, Springer, New York, Japanese Guidelines for the Manegement of Stroke 2009, The Joint Committee on Guidekines for the Manegement of Stroke, Nakagawara J. Identification of ischemic core and penumbra in acute stroke. Jpn J Neurosurg.2002, 11(9), (injapanese). 22. Nishitani H, Yasutomo M, Tominaga M, Fukui H, Yagi H. Radiation exposure in radiological clinics radiation exposure in CT. NIPPON ACTA RADIOLOGICA, 2002, 62, (in Japanese). 23. Naka H, Nomura E, Wakabayashi S, Kajikawa H, Kohriyama T, Mimori Y, et al. Frequency of asymptomatic microbleeds on T2*-weighted MR images of patient with recurrent stroke : Association with combination of stroke subtypes and leukoaraiosis. AJNR Am J Neuroradiol. 2004, 25, Tomura N, Uemura K, Inugami A, Fujita H, Higano S, Shishido F. Early CT finding in cerebral infarction : obscuration of the lentiform nucleus. Radiology. 1998, 168, Weinstein M A, Duchesneau P M, Maclntyre W J. White and gray matter of the brain differentiated by computed tomography.radiology.1977, 122,

58 26. Cala L A, Thickbroom G W, Black J L, Collins D W, Mastaglia I L. Brain density and cerebrospinal fluid space size : CT of normal volunteers. AJNR Am J Neuroradiol. 1981, 2, ICRU Report 46. Photon, Electron, Proton and Neutron interaction data for body tissues. International Commission on Radiation Units and Measurements (ICRU). USA, Seltzer S M, Hubbell J H. Tables and graphcs of photon mass attenuation coefficients and mass energy-absorption coefficients for photon energies 1 kev to 20 kev for elements Z=1 to 92 and some dosimetric materials. National Institute of Standard and Technology, Gaithersburg, MD, Hara H, Inoue T, Nakajima Y:Development of an X-ray CT Phantom for Evaluation of Cerebral Apoplexy. The St. Marianna Medical Journal, 2010, 38, 9~ Data base of size of AIST human body Digital Human Research Center, Advanced Industrial Science and Technology (AIST), Japan Gupta AK, Nelson RC, Johnson GA, et al. Optimization of Eight-Element Multi -Detector Row Helical CT Technology for Evaluation of the Abdomen. Radiology, 2003, 227, Schindera S T, Nelson R, Kawaji K, Lowry C, Yoshizumi T, Toncheva G, et al. Multi-energy 64-slice multidetector abdominal CT: Effect on radiation dose, image noise, and contrast opacification. RSNA on-line report, Schindera S T, Nelson R, Toth T L, Nguyen G T, Toncheva G I, Delong D M, et al. Effect of patient size on radiation dose for abdominal MDCT with automatic tube current modulation : Phantom study. AJR Am J Neuroradiol. 2008, 190, Kamiya K, Kunimatsu A, Mori H, et al.: Preliminary report on virtual monochromatic spectral imaging with fast kvp switching dual energy head CT: comparable image quality to that of 120-kVp CT without increasing the radiation dose. Jpn. J. Radiol., 2013, 31, Matsumoto K, Jinzaki M, Tanami Y, et al.: Virtual monochromatic spectral imaging with fast kilovoltage switching: improved image quality as compared with that obtained with conventional 120-kVp CT. Radiology, 2011, 259,

59 36. Hara H, Muraishi H, Inoue T, Satoh H, Abe S, Nakajima Y : Dual-Energy CT Composite Images for Visualization of Acute Cerebral Stroke in Emergency. IFMBE Proceedings, 2012, 39, 831~ Hara H, Inoue T, Muraishi H, Satoh H, Abe S, Nakajima Y : Dual-Energy Computed Tomography Aiming at Visualization of Acute Cerebral Infarction. The 6 th Japan-Korea Joint Meeting on Medical Physics, Conference Record, 2011, 4pages. 38. 医療被ばくガイドライン ( 低減目標値 )2006, 日本診療放射線技師会. 39. Kalender W. A., Deak P., Kellermeier M., van Straten M., and Vollmar S. V., Application- and patient size-dependent optimization of x-ray spectra for CT. Med. Phys., 2009, 36, Siegel M. J., Schmidt B, Bradley D, Suess C, Hildebolt C. Radiation dose and image quality in pediatric CT: Effect of technical factors and phantom size and shape. Radiology, 2004, 233, ICRP, Managing Patient Dose in Computed Tomography. ICRP Publication 87. Ann. ICRP 30 (4). 42. Lifeng Yu, Jodie A. Christner, Shuai Leng, Jia Wang, Joel G. Fletcher, Cynthia H. McCollough : Virtual monochromatic imaging in dual-source dual-energy CT: Radiation dose and image quality. Med. Phys., 2011, 38, American Association of Physicists in Medicine, Size-Specific Dose Estimates (SSDE) in Pediatric and Adult Body CT Examinations, 2011, AAPM Report No Ishihara Y, Nilsen R, Stevens G, Crotty D, Kulpins M, Watanabe M. A Phantom Study of Size-specific Dose Estimates ( SSDE ) Based on Automatically Calculated Water EquivalentDiameter. RSNA,

60 10. 付録 Dual-energy CT における仮想単色画像 (Virtual monochromatic image) の生成方法について,2011 年に Medical Physics 誌,Vol.38 に掲載されたアメリカ Mayo Clinic の Lifeng Yu 氏らの論文 Virtual monochromatic imaging in dual-source dual-energy CT: Radiation dose and image quality 42) を一部引用 翻訳し, 説明する. 1. イメージベースの単色画像原理的には, 単色画像は X 線スペクトルおよび検出器応答が組み込まれ, ビームハードニング効果が本質的に減少させることができる投影領域内で作成される. 復元された低および高エネルギーの画像に基づいて仮想単色画像を作成することができる. 低および高エネルギースキャンの 2 つの基礎物質の質量減弱係数をと仮定して, 再構成後での低および高エネルギーの線減弱係数は 2 つの基礎物質の質量減弱係数の線形結合として表現することができる. (1) ここで, L および H は, 低および高エネルギーを表し, 1 と 2 は 2 つの基 本的な物質を表す.2 次方程式を解くことで,2 つの基本物質の密度を求める. (2a) (2b) ここで エネルギー E での単色画像は, 次式で与えられる. (3) CT 値において式 (3) で線減弱係数を書き換え, 最も基本的な物質を水と仮定すると,

61 あるエネルギー E での単色画像は低および高エネルギーの加重平均として表すことが できる. そしてそれは, (4) ここで, 重み係数は以下によって与えられる. (5) 従って, 画像空間データから生成された単色画像は低および高エネルギーの 2 つの CT 画像の線形結合であり, ここで重み係数の和は 1 に等しい. 2.CNR とノイズの最適な単色エネルギー最適な単色エネルギーは, 最高 CNR または単色画像における最小ノイズで存在する. 我々はおよび j=l,h として, 低および高エネルギー画像の信号領域とバックグラウンドに CT 値の標準偏差を定義する. 低および高エネルギー画像のコントラスト ( 信号領域とバックグラウンド領域との CT 値の差の絶対値 ) が (j=l,h) で表される. 以前の研究で示されているように, 直線的に合成された画像で最も低いバックグラウンドのノイズレベルに対する重み係数は次式で与えられる. (6) また, 直線混合画像で最も高い CNR のための重み係数は, 次式で与えられる. (7) 最少ノイズ式 (6) または最高 CNR 式 (7) のいずれかのための最適な重み係数は方程式を 解くことにより最少ノイズのための, (8)

62 または最高 CNR のための, (9) が得られ, これは最適な単色エネルギーに相当する. 式 (8) に式 (5),(6) を代入することと, 信号領域とバックグラウンド領域のノイズレベルを想定することは同じであり, つまりであり, 最少ノイズのための最適な単色エネルギーは, (10) で満たされる. 式 (9) に式 (5),(7) を代入することで, 最大 CNR のための最適な単色エネルギーは, (11) で満たされる. 式 (10),(11) からわかるように, 最適な単色エネルギーは与えられた総放射線量での低および高エネルギースキャンの間の線量分割と患者サイズによって決められる, 低および高エネルギー画像のノイズレベルに依存する. 最大 CNR にするためには, 最適なエネルギーは, 高および低エネルギー画像の間のコントラスト比にも依存する

63 11. 業績目録 論文目録 (Ⅰ) 原著 1.Hara H, Muraishi H, Matsuzawa H, Inoue T, Nakajima Y, Satoh H, Abe S:Virtual Monochromatic Imaging in Dual-source and Dual-energy CT for Visualization of Acute Ischemic Stroke.J Korean Physical Society, 67:103 ~107, 茂垣達也 阿部慎司 佐藤斉 村石浩 原秀剛 原敏 三宅晶子 日向猛 金井達明 : 残留飛程分布測定に基づく重イオン CT の高速撮影法の検討. 医学物理 32:58~66, Muraishi H, Abe S, Satoh H, Hara H, Mogaki T, Hara S, Miyake S, Watanabe Y, Koba Y : Fast Data Acquisition in Heavy Ion CT Using Intensifying Screen - EMCCD Camera System with Beam Intensity Monitor. IEEE Transactions on Nuclear Science, 59:1934~1939, Hara H, Inoue T, Nakajima Y:Development of an X-ray CT Phantom for Evaluation of Cerebral Apoplexy. The St. Marianna Medical Journal, 38:9 ~16, 原秀剛 吉村良 井上年幸 西村克之 中島康雄 : 小児頭部 X 線 CT ファントムの作製及び撮影条件最適化の試み. 日本小児放射線技術 35:56~60, Muraishi H, Nishimura K, Abe S, Satoh H, Hara S, Hara H, Takahashi Y, Mogaki T, Kawai R, Yokoyama K, Yasuda N, Tomida T, Ohno Y, Kanai T : Evaluation of Spatial Resolution for Heavy Ion CT System Based on the Measurement of Residual Range Distribution with HIMAC. IEEE Transactions on Nuclear Science, 56:2714~2721,2009. (Ⅱ) 著書 1. 原秀剛 磯辺智範 : 診療放射線技師若葉マークのペーシェントケア. 初版 メ ジカルビュー社 東京 (Ⅲ) 症例 臨床治験 その他 1.Hara H, Muraishi H, Matsuzawa H, Inoue T, Satoh H, Abe S, Nakajima Y : Dual-Energy CT Composite Images Aiming at Visualization of Acute Cerebral Stroke in Emergency. IEEE NSS/MIC Conference Record, 13:1 ~ 4,

64 2. 原秀剛 村石浩 井上年幸 佐藤斉 阿部慎司 中島康雄 : 頭部 X 線 CT における低吸収域病変描出のための高管電圧撮影の有用性. 日本放射線技術学会放射線防護分科会誌 36:59~60, Hara H, Muraishi H, Inoue T, Satoh H, Abe S, Nakajima Y : Dual-Energy CT Composite Images for Visualization of Acute Cerebral Stroke in Emergency. IFMBE Proceedings, 39:831~834,2012. 学会発表目録 (Ⅰ) 国際会議 1.Hara H, Muraishi H, Matsuzawa H, Inoue T, Satoh H, Abe S, Nakajima Y : Absorbed Dose Measurement Using Head Dosimetry Phantom for Acute Ischemic Stroke by Dual-energy CT. The 15 th Asia-Oceania Congress of Medical Physics, Xi an, China, Proceedings, 96, Hara H, Muraishi H, Matsuzawa H, Inoue T, Satoh H, Abe S, Nakajima Y : Visualization of Acute Ischemic Storke in a Virtual Monochromatic Imaging with Dual-energy CT. The 15 th International Congress of Radiation Research, Kyoto, Japan, Late-Breaking Abstract, 10, Hara H, Muraishi H, Matsuzawa H, Inoue T, Satoh H, Abe S, Nakajima Y : Study of non enhancement dual-source dual-energy CT for visualization of metastatic brain tumor : A phantom study. European Congress of Radiology 2015, Vienna, Austria, Electronic Scientific Exhibition, Hara H, Muraishi H, Matsuzawa H, Inoue T, Satoh H, Abe S, Nakajima Y : Virtual monochromatic imaging in dual-source dual-energy CT for visualization of acute ischemic stroke. The 7 th Korea-Japan Joint Meeting on Medical Physics, Busan, Korea, Proceedings, 60, Hara H, Muraishi H, Matsuzawa H, Inoue T, Satoh H, Abe S, Nakajima Y : Evaluation of dual-sourse dual-energy CT for visualization of metastatic brain tumor. The 14 th Asia-Oceania Congress of Medical Physics, Ho Chi Minh, Vietnam, Proceedings, 193, Hara H, Muraishi H, Inoue T, Satoh H, Abe S, Matsuzawa H, Nakajima Y : Development of New Phantom to Cerebral Infarction and Application of Dual-Energy CT. European Congress of Radiology 2014, Vienna, Austria, Electronic Scientific Exhibition,