単色 X 線 CT の医学診断応用
取越正己
角尾卓紀

放射線医学総合研究所〒2638555 千葉市稲毛区穴川 491

放射線医学総合研究所〒2638555 千葉市稲毛区穴川 491

要旨
最近，国内でも盛んになってきた粒子線治療では，その治療計画において体内の電子密度分布が必要不可欠の情報である。治療計画をより高精度にするためにはより正確な電子密度を測定することが求められる。被写体の電子密度を直接測定する方法の一つに 2 種類の単色 X 線を用いた CT 撮影があり，実用化に対して最も有望な方法と考え，その基礎研究を実施した。2 色 X 線 CT により疑似生体物質では電子密度は約 1 の精度で測定できることが分かった。また，ラット及び豚の臓器を対象に 2 色 X 線 CT を実施し，その画像の特徴を調べた。

.

はじめに

ギーにより腫瘍細胞の DNA に損傷を与える。これが治療

1972 年に X 線 CT スキャナーが世に実用機として発表のメカニズムと考えられている。陽子線をはじめとする高されて，その 3 年後には X 線管の管電圧を変えて撮影す

速イオンの物質内での LET 分布には，飛程終端付近にる Dual-kV X 線 CT の研究が発表された。 Ratherford ら

ピークが形成されることが知られている。これは物質内ではその技術を用いて脳腫瘍の性状を確定する診断を試み

線量が集中することを示しており，体内であっても必要箇

た1)。彼らは X 線管に異なる電圧を印加して撮られた 2 つ所に線量を集中させることができることを示唆している。

の画像から，半経験的なモデルを用いて実効原子番号と電すなわち，深部に位置する腫瘍であってもその周辺の正常子密度を求め，腫瘍とその周囲の正常組織との間でその 2細胞への線量を少なく，腫瘍への線量を最大にする放射線

つの量にどの様な差が見られるかを比較し，腫瘍を特定し治療が可能となる。これがために標的位置や照射線量の誤ようとした。彼らは X 線管からの連続エネルギースペク

差は従来の光子線治療以上に大きな影響を持つことも否め

トルの X 線に対して実効エネルギー2)を定義して，2 種類ない。粒子線の特長を十分生かすには，精度良い治療計画の管電圧で発生する X 線を，対応する実効エネルギーのが必要とされ，そのためには正確な電子密度分布の測定が単 色 X 線 と 解 釈 し た 。 X 線 管 を 用 い た CT は beam

要求される。現在，実用的手段において電子密度を直接測

hardening のために，一般的に定量性が低い。これは CT

定するすべはなく，X 線 CT で得られる CT 値と電子密度画像の画素値が，被写体の大きさやエネルギースペクトルとの間に直線関係を仮定して，近似的に電子密度を求めてに影響されることに起因している。同時期に電子密度をコいる。この場合，近似そのものが持つ誤差と，CT 値に含ンプトン散乱断層法3)で測定する方法も研究された。これ

まれる beam hardening の影響による誤差が考えられる。

は 60Co のガンマ線を被写体に入射し，ビーム方向に対し

これらの誤差は通常は照射領域のマージンとして含められ方向に散乱されるガンマ線を検出し，断層像を構築約90 °ている。しかし，例えば脊髄などの重要臓器に近い腫瘍にする方法である。しかし，これらの方法で得られる画像

対しては，できる限りこのマージンを小さくして，腫瘍体は，線量不足などの原因により画質が悪い上に定量性も悪積に十分な線量が当たるようにしたい。このためには，従く実用化には至らなかった。 Dual-kV X 線 CT は骨密度来以上の精度の電子密度測定が必要とされる。本研究で測定などに使われるようになった例もあるが，CT の多く

は，粒子線治療を更に高度化するために，電子密度を直接はデータの定量性よりも画質の向上を至上命題として進ん測定することを目的とした。

できた。最近のヘリカル CT や MDCT の画像を基に構成

単色 X 線を利用した CT 撮影では，2 つの異なるエネル

された仮想内視鏡画像には，「ミクロの決死圏」を思わせ

ギーの単色 X 線で CT 撮影（2 色 X 線 CT）することによるものがある。

り，再構成画像を電子密度で表すことができる。これは患

電子密度は医学診断情報として重要視されるものではな

者の断層面の電子密度を測定することに他ならない。まかった。一方，がんの放射線治療法の一つとして近年国内

た，単色 X 線を使用するため X 線の beam hardening のでも盛んになりつつある粒子線治療では，治療計画におけ影響が無く，より精度良い測定が可能となる。

る線量分布や粒子線の体内飛程の計算に，患者の治療部位

2 色 X 線 CT の方法として， 2 つの異なる単色 X 線をを含む断面内の電子密度分布が必要不可欠なデータとして独立に用いて CT 撮影する方法と，2 つのエネルギー成分扱われる。粒子線治療では，荷電粒子は体内で主に電磁相の X 線が混在したビームを用いる方法4) （ 2 色混合 X 線

互作用を通して運動エネルギーを損失し，その移行エネル

CT と呼ぶ）を用いた。後者は，分光器で反射される高調

July 2004 Vol.17 No.4 ● 185(C) 2004 The Japanese Society for Synchrotron Radiation Research

波を積極的に利用して基本波と高調波の混合ビームを生成して J. H. Hubbell 等の計算値6)を用いた。式(1)中の rNA

し， 適 当な フ ィル タ ーで そ の 混合 率 を変 え た 2 種 類の/A に Z を乗じた量は電子密度に他ならないため，この式ビームを用いることで，前者の方法と等価な撮影が可能とは簡単に次の様に表すことができる。

なる。臨床を目的とした実用的方法にはこの方法が有利と

m＝re[Z 4F(k, Z)＋G(k, Z)]考えている。
本研究の最初の目標は定量性の良い電子密度を得ることにあり，当面の目標として 1 以下の精度で電子密度を

この式から，線減弱係数は近似的に物質の電子密度と原子測定することとした。そこで，電子密度測定の定量性の確

番号の 2 つを未知数とする関数であることが分かる。従認のために，先ず，第 1 世代 CT 装置（ 1 次元 CT ）を構って，最低 2 つのエネルギー k1， k2 の単色 X 線で減弱係成し，様々な試料の電子密度値を測定し，理論値及び他の数を求めると，連立方程式を解く要領で電子密度と原子番

測定値と比較した。その後，シンチレータアレイを用いた号を求めることができる。しかし，各項は未知数の Z の

2 次元検出器により生体試料に対して 2 色 X 線 CT を行

関数でもあるため，単純ではないが，F (k, Z) と G (k, Z)

い，その画像の特徴について検討した。本報告では，電子は Z に強く依存しないと仮定して次の式をたて，繰り返

密度測定の原理とその定量性並びに画像の特徴について述

し計算で解くことで，計算の収束値として原子番号が得ら

べる。

れる。

.

電子密度測定の原理

Z 4＝

単色 X 線 CT の再構成画像は，通常の CT 値の代わり

m(k2)G(k1, Z )－m(k1)G(k2, Z )m(k1)F(k2, Z )－m(k2)F(k1, Z )(2 )に線減弱係数で構成される。 X 線診断領域のエネルギーでは線減弱係数は以下に示すように，主に光電吸収の項とその Z の収束値を用いて次の式で電子密度 re を得ること

弾性非弾性散乱の項で表せる。

ができる。

m＝r

NA
( s ＋ s coh＋ s incoh)
A a el a SC a SC

re ＝

(1)

m(k1)F(k2, Z )－m(k2)F(k1, Z )F(k2, Z)G(k1, Z )－F(k1, Z)G(k2, Z )(3)

式中の r は物質の密度，A は原子数，NA はアボガドロ数

この方法では， k1＜ k2 であれば m( k1)＞ m( k2 ) を仮定してを表す。右の項の括弧内第 1 項は光電吸収断面積，第 2いる。この仮定が成り立たない場合は，Z は虚数となり，項は弾性散乱断面積，第 3 項は非弾性散乱の断面積を示

意味のない結果となる。これは，k1 と k2 の間に吸収端をす。具体的表式として Hawks と Jackson の提案した近似持つ様な物質がある場合には適用できないことを意味す式を用いた5)。光電効果は K 殻吸収を主要項として， L る。被ばく線量や被写体の大きさを考えると X 線エネル

殻吸収を補正項として取り入れ

ギーは40 keV 以上が必要と考えている。40 keV 以上に吸収端を持つ物質は通常の生体内にはないとして扱って良い

sel＝4 2 Z 5a4

3.5( mck ) q∑f
20ため，この条件は特殊な状況以外では問題とならない。

nll ′

nll ′

.

定量性の確認（DCT による測定）で表した。Z は物質の原子番号，k は X 線のエネルギーを最大の目的である，電子密度測定値の定量性を確認する表す。fnll ′が補正項である。散乱項は弾性散乱と非弾性散ために，第 1 世代 CT 装置を構築した。 X 線検出器が 1

乱を合わせて次の様に表した。

次元的にスキャンするために，これを 1 次元 CT（1DCT）と呼ぶ。 1DCT では X 線検出部にダイナミックレンジの
2( ZZ′)F (Z ′, k ′)sSC＝ZFKN(k)＋(1－Z b－1)

coh

広い検出器を選択することが可能であり，定量性確認の上では最適の測定が可能と考えた。以下で実験とその結果について述べる7)。

右辺第 1 項は Nishina-Klein の式である。第 2 項は弾性散

. 実験試料は基準
乱と非弾性散乱の補正を含む式であり，ここで Z ′2 色 X 線 CT による電子密度測定値の絶対値測定を行うとする元素の原子番号，qcoh はその元素の弾性散乱の断面上で，測定値を理論値と比べることができるように，被写として酸素を基準に取積である。 Jakson と Hawks は Z ′体にはできる限り組成が既知の物質を選んだ。水溶液試料

は基準元素のための変換エネルギーで k ′った。また， k ′として水，エタノール，及び第 2 リン酸カリウムの重量/ Z)1/3k で表せる。パラメータ b として 0.5 が提案さ＝( Z ′

濃度 1 から 5 まで 1 刻みで調整した水溶液を用いれている。我々は Jakson と Hawks の計算に従い，qcoh とた。重量濃度の精度は± 0.2 程度と思われる。固体試料

186 ● July 2004 Vol.17 No.4

解説 ■ 単色 X 線 CT の医学診断応用

株 製肺としてグラファイト，ファントム材料（京都科学

DR＝T×(re/reWater)

等価材（LP），脂肪等価材（SZ49），軟骨等価材（SZ160），
筋肉等価材（SZ207），緻密骨等価材（BET））を用いた。

式中の DR は水中飛程の差， T は試料の厚さ， re は求め

ファントム材料の組成と密度はメーカーが情報を公開してたい試料の電子密度，reWater は水の電子密度である。以上いる。しかし製造過程での不純物混入や吸湿乾燥，変形より，炭素ビームの水中飛程差を測定することにより，電などにより，実際の試料にはメーカー情報が使えない可能

子密度が測定できることが分かる。飛程測定の精度は，電性がある。すなわち，これら固体試料の電子密度値は別途

子密度が既知の試料として Al （ JIS 規格 A1050 ）を用い

何らかの方法で検証する必要があると考え，第 3.3 項に示て測定した結果±0.08 mm であった。

した方法を用いてその電子密度を測定した。従って，液体. 結果と考察

試料については電子密度理論値と比較，固体試料について

2 色 X 線 CT で得られた電子密度値を，電子密度の理論

は別実験での結果と比較することで，2 色 X 線 CT による値または飛程測定で得られた値（参考値と呼ぶ）と比較し電子密度測定値の検証を行った。

て Fig. 1 に示す。図では 横軸を理論値または 参考値と. 実験 色 X 線 CT

し，縦軸に測定値を示す。図より分かるように水に近い物

実 験 は SPring-8 の BL20B2 の 第 3 ハ ッ チ ， 及 び KEK

質の大部分は±1以内で一致していることが分かる。肺

の PF AR の NE5A で行った。 X 線検出器にはプラスチ等価物質（LP ）では相対比で約2.5の差が生じている。

ックシンチレータを用いた。シンチレータと光電子増倍管

LP の飛程測定では水中飛程差は約 3.5 mm 程度であり，全体を鉛のシールド容器に入れ，シールド容器前面に q5

飛程測定精度からは高々 2 程度の精度しか期待できな

mm のアパーチャーを設けた。アノード出力を電流増幅器

い。このことから LP に関する限り両者の差の大部分は飛に入力し，電流信号として検出した。電流値は電流/周波

程精度によるものと思われる。以上から，2 色 X 線 CT で数変換した後，スケーラーで計数した。この方法の特徴は得られる電子密度は，理論値及び参考値と±1 程度で一高計数率の測定に強いことであり，X 線光子数で104～109

致していると結論付けた。

光子/秒の強度に対して出力の線形性が確認できた。X 線

各試料について実効原子番号も得られた。例えばグラフ

エネルギーは SPring8 では40 keV と70 keV とした。 PF 

ァイトの実効原子番号は5.96±0.09となり，単体と考えてAR では Si(220)結晶を用いて，基本を40 keV に合わせ，良い値が得られた。一般に実効原子番号は，電子密度とは同時に反射される 2 倍高調波の 80 keV を同時に用いる 2異なり物理量とは言い難いが，物質の組成の平均的な特性

色混合 X 線 CT を行った。 Si 結晶は表面を研磨してすりを示す意味では充分利用できる情報と考えられる。Fig. 2

ガラス状にし，積分強度を増加させた。これにより fullに実効原子番号を電子密度に対してプロットした結果を示

tune 時， 80 keV の混じりは 40 keV に対して 2 以上です。ここから 2 つのことが読みとれる。一つは，重量濃あった。40 keV と80 keV の混じりは，被写体と電離箱の

度 1 ～ 5 の第 2 リン酸カリウム水溶液の電子密度は 1間においたアルミ箔からのコンプトン散乱線を NaI ( Tl )の変化しか示さないが，実効原子番号は約 5 の変化検出器で検出することで測定した。

を示す。一方，LP の実効原子番号は水と殆ど同じである

測定では， X 線ビームは上流で約 1 mm × 1 mm にコリが，電子密度は大きく異なる。これは画像の観点から言えメートした。試料を回転テーブル上に置き，その下流約ば，電子密度画像で見えて実効原子番号画像で見えないま30 cm ～50 cm に検出器を配置した。検出器は水平方向にたはコントラストが乏しい，またはその逆があり得ること

1 mm ステップでスキャンし，必要範囲をスキャンしたを示している。 Fig. 3 に 1DCT で撮影した頭部を模擬しステップで回転し，これを180°になるまで後，試料を0.8°

たファントム画像を示す。楕円形のアクリル製の容器中に繰り返す。入射光子数の変動は試料の上流側においたアル

水を入れ，更に小さいアクリル容器を複数個入れ，それぞゴンガス使用の電離箱で測定した。

れを第 2 リン酸カリウム水溶液で満たした。Fig. 3(A ），. 重イオン水中飛程測定（ B )はそれぞれ 40 keV ， 70 keV X 線に対する減弱係数を

電子密度の定量性確認のための補足実験について説明す示す。（C )は電子密度で表した，（D )は実効原子番号で表る。固体試料を対象に，高速重イオンビームの試料中でのした画像である。アクリル壁は電子密度は高いが，実効原エネルギー損失を測定して，損失量の大きさから電子密度

子番号は水より低い。これらの特徴が両画像に明瞭に現れを測定した。実験は放射線医学総合研究所の医用重粒子加ている。画像のこの特徴は，ある組織の異常性を両画像の

速器 HIMAC からの 290 MeV /n の炭素ビームを用いた。

比較から判断できる可能性を示唆している。次章で生体試

エネルギー損失の大きさは，試料を通過した炭素ビーム料を用いて，これらの特徴を具体的に示す。

と，通過しない炭素ビームの水中飛程の差を測定して得ることができる。上記の水中飛程差は，高エネルギー近似の下では，以下のような単純な式で表せる。

. 色 X 線 CT 画像の特徴
特に画像を取得する目的でシンチレータの 2 次元アレ
イの X 線検出器を用いて SPring-8 の BL20B2 で実験を行July 2004 Vol.17 No.4 ● 187

Figure 1.
values.

Electron densities measured in the dual-energy x-ray CT compared with theoretical values and reference

60 cm に検出器を設置した。入射光子数は同ビームラインの第 1 ハッチ内のイオンチェンバーで測定した。検出器
は 256×96の Gd2O2S (Pr ) シンチレータのアレイで構成される。各要素は1.028 mm (縦)×0.894 mm(横)の寸法を持つ。シンチレーション光はフォトダイオードにて電流に変換され，電荷積分される。各チャンネルの電荷は 64 × 96
チャンネル毎に一つの電流アンプで電圧変換される。電圧信号は 16 ビットのデジタル信号に変換され読み出される。全チャンネルの読み出しに要する時間は 1.1 ms である。残留電荷の影響を防ぐ目的で，撮影直前に読み出しを10回行う。読み出しに要する時間は約11 ms であり，総合的に最大で毎秒約100フレームの画像取得が可能である。
画像は素子のサイズに応じたスライス厚約 1 mm で撮影さFigure 2. Correlation between electron density and eŠective atomic number.

れる。このサイズは通常の X 線 CT に比べ僅かに大きい。

CT 撮影は40 keV 並びに70 keV の 2 種類の単色 X 線を用いて行った。Si (311)面を用いた 2 重結晶分光器は，いったので，その結果を中心に紹介する。

ずれのエネルギーの場合も，フルチューン時の強度の約 2

. 色 X 線 CT システムと CT 撮影

分の 1 の強度となるようにデチューンした。CdTe 検出器

実験は BL20B2 の第 3 ハッチで行った。CT システムとして被写体を回転させる回転テーブル，その下流約 50 ～188 ● July 2004 Vol.17 No.4

による X 線ビームのスペクトル測定では，基本波以外に高調波の混じりは観測されていない。

解説 ■ 単色 X 線 CT の医学診断応用

Figure 3. Dual-energy x-ray CT images of the phantom for simulating a head. The ellipsoidal vessel is ˆlled with water,and each smaller vessel is ˆlled with solution of di-potassium hydro-phosphate. The images of (A) and (B) are based on
attenuation coe‹cients for 40 keV x-ray and 70 keV x-ray, respectively. The images of (C) and (D) are based on the electron density and eŠective atomic number, respectively.

CT 撮影は被写体（試料）を回転させる方法で行う。試

弱係数値で明瞭に表れている。ラットはビームラインに対～180°までを0.8°または0.4°ステ
料は回転テーブル上で 0°

して斜めに置いたため，肺のほぼ縦断面に近い画像が得らップで回転する。回転テーブルは左右方向にも駆動できるれた。（C ），（ D )に電子密度画像と実効原子番号画像をそため，CT 撮影の開始と終了時に，回転テーブルは一度照れぞれ示した。肺は直径0.006 ～0.02 mm 程度の肺胞が集射野外に外れて，その間に被写体のない白画像（I0）を撮まった組織であり，他の臓器に比べ空気を大量に含む。こ影する。露光時間は約50 ms から数百 ms と幅が広い。オのため，平均的に見た電子密度は低く，これが減弱係数画

フセット値を CT 撮影開始前に測定する。1 回の CT 撮影

像や電子密度画像で肺が明瞭なコントラストで現れているはオフセット測定，白画像測定を含め，約 10 ～ 15 分程度

理由と考えられる。一方，実効原子番号画像では肺は周辺で終了する。しかし，測定前の露光時間の確認に最も時間

組織との区別が付かず，コントラストの乏しい画像となっを要し，1 条件でデータ取得に要する時間は約30分～1 時た。これは，肺の組成の実効原子番号が周辺組織に近いこ間である。

とが原因であることは明らかである。以上の画像の特徴

. ラット胸部画像

は，次の様な簡単なモデルで容易に理解できる。

先ず， 2 色 X 線 CT で得られる典型的な画像を示す。

厚さ T の物質が Dt の厚さの n 層に分かれており，半分Fig. 4 ( A ），（ B )に 40 keV と 70 keV の X 線に対する減弱の層には減弱係数 m の物質を満たし，残り半分は空，す係数で表したラットの胸部の断面画像を示す。肺が低い減

なわち m＝0 とする。この時，測定される減弱係数 mm は mJuly 2004 Vol.17 No.4 ● 189

Figure 4. Dual-energy x-ray CT images of thorax of a rat. The images of (A) and (B) are based on attenuationcoe‹cients for 40 keV x-ray and 70 keV x-ray, respectively. The images of (C) and (D) are based on the electron densityand eŠective atomic number, respectively. The ring located at left upper in each image shows a water sample, which wasused to verify accuracy of the measurement.

/2 となることは明らかである。また，第 2 章の(2)式から組織は3.49±0.08×1023 であり，肺胞内容積は肺全体の体分かるように，2 色に対応する減弱係数 mm1 と mm2 から得積の30～40を占めると言える。

（3)
られる Z は，m1 と m2 から得られる値に等しい。また，

. 豚の臓器の画像式から明らかな様に，電子密度は減弱係数 m の物質の電6 ヶ月齢の豚の臓器の新鮮標本を被写体とした画像例を

子密度の半分に等しい。すなわち，物質に空気（減弱係数示す。標本は屠殺後切除した臓器を容器に詰め，周囲に寒が 0 と見なせる物質）が入っている場合は，電子密度は天を流し込んだ。これは回転中の動きを止めるための処置

元の物質の電子密度の体積比倍となり，実効原子番号は変である。寒天は生理食塩水で溶解して，更に腐敗防止措置

わらない結果となる。このモデルは肺の全体積中で肺胞のとしてアジ化ナトリウムを混合した。

占める割合を計算できる可能性を示している。すなわち，

脳

無気肺の電子密度が周辺組織に等しいと近似すれば，1－

（A），
（ B)
脳の水平断面画像を Fig. 5(A)～(D)に示す。

rLung / rTissue は肺胞の占める体積比を示す。図の場合に適は そ れ ぞ れ 40 keV と 70 keV の X 線 の 減 弱 係 数 画 像 ，応すると，肺の電子密度平均値は2.14±0.08×1023，周辺（C ），（D )はそれぞれ電子密度画像と実効原子番号画像で190 ● July 2004 Vol.17 No.4

解説 ■ 単色 X 線 CT の医学診断応用

Figure 5. Dual-energy x-ray CT image of brain of a pig. The images (A) and (B) are based on attenuation coe‹cientsfor 40 keV x-ray and 70 keV x-ray, respectively. The images (C) and (D) are based on the electron density and eŠective
atomic number, respectively. There is no furrow in the images (B) and (C). The image (C) shows that the electron density of the brain is homogeneous over the cross sectional area. However, the furrows clearly appear in the images (A) and(D). The image (D) tells that the eŠective atomic number of the areas of the furrows is slightly lower than the brain
parenchyma.

ある。各画像に見られる右下の円形は水の容器を示す。全

い値を示し，殆ど識別できず，脳室のみが実効原子番号がての試料容器には測定精度確認のために，水試料を入れ相対的に低い値として現れた。電子密度と実効原子番号のた。本測定で得られた水の電子密度値は3.32 ±0.01× 1023

代表的な ROI 平均値を Table 1 に示す。通常の X 線 CT

で，理論値に比べ－ 0.6 で一致している。（ A )には脳と画像では，減弱係数に X 線のスペクトルを畳み込んだ量

脳実質内部に構造が見られる。これは脳室が，標本作製時が得られ，これを CT 値に直して画像を構成する。電子密に変形したことによるパターンと思われる。一方このパ度が均一であっても実効原子番号が異なれば CT 値も異なターンは(B )の画像には見られない。この傾向は電子密度るため，一般的には脳実質と脳室は異なる電子密度と見な

画像と実効原子番号画像にも同様に見られた。（C)は断面される。そこで Table 1 の結果を基に，連続エネルギー

全体にわたって均一な電子密度値を示している。また(D )スペクトルを持つ X 線を想定し，CT 値を模擬的に求めた。

で分かるように，脳実質の実効原子番号は周辺の寒天に近CT 値は被写体の減弱係数と水の減弱係数の相対差で定July 2004 Vol.17 No.4 ● 191

Table 1.

re(×1023)
Zeff

ROI average values of re and Zeff

Brain parenchyma

Ventricle

DiŠerence ()3.43±0.01
7.66±0.05

3.42±0.01
7.54±0.05

0.2±0.5
1.7±0.7

義され，次のように表される。

CT－number＝1000

mm－mW
mW

mm は被写体の平均的な減弱係数，mW は同じスペクトルで測定した水の平均的な減弱係数を示す。連続スペクトルを用いた場合の平均的な減弱係数は，求めようとする物質の位置でのエネルギースペクトルで平均した減弱係数として定義される8)。ここでは，もっと直感的に CT 値を計算するために，頭部を直径 20 cm の円筒で模擬し，外周 2 cm

Figure 6. An electron density image of kidney of a pig. The low
electron density part (the dark area) is corrsponding to renal pelvis.

厚の水，その内側に 6 cm 厚の脳実質，中心の直径 4 cm
を脳室として構成した。 120 kV X 線管からのスペクト
ル9) を仮定し， CT の投影データを模擬した。水の減弱係が難しく，これを識別するためには造影剤を用いたダイナ

数は Hubbell の計算10) ，脳実質と脳室は Table 1 の値を

ミック CT 撮影が行われる。豚の腎臓に対して撮影した 2用いて計算した。その模擬データを基に再構成して CT 画

色 X 線 CT の 結 果 得 ら れ た 電 子 密 度 画 像 を Fig. 6 に 示像を生成した。その結果，脳実質の CT 値は 34 ～ 32 であす。図には腎盂を明瞭に見ることができる。電子密度値はった。脳室部は 24 となった。脳実質の CT 値に幅がある

腎臓の皮質部の ROI 平均値が腎髄質部に比べ相対的に大のは， CT 値は beam hardening の影響を強く受け，場所

きい値になっている。その差は高々 1  前後であり，明によって値が異なるためである。この効果は画像上ではカ

瞭なコントラストを得るまでには至らないが，ウインドウ

ッピング効果として現れる。CT 値の変動を考慮すると，を広げることで識別は可能となる。対応する実効原子番号

両部位の CT 値の差は10～8 となる。この CT 値の差が電は誤差の範囲内で変化は認められない。これは脳の場合と子密度差としてどの程度になるかを見る。最も単純な考え逆の傾向である。脳と同様に単純なモデルを仮定し，120

方は水と空気で CT 値と電子密度の間に直線を仮定する方

kV の連続 X 線を用いた計算から CT 値を概算すると，法である。水の CT 値は 0 で，電子密度値は 3.34×1023，

CT 値差は 6 ～ 7 となることが予想される。電子密度差は空気の CT 値は－ 1000 で電子密度は 0 と近似できる。こ

2 色 X 線 CT に比べより小さくなり，CT 画像上での腎皮の比例関係を CT 値のプラス側にも仮定すると，脳実質と質と腎髄質の識別は困難になる傾向となる。

脳室間の電子密度差は約0.8～1となる。2 色 X 線 CT 画

その他の臓器像から得られる差 0.2 に対して約 5 倍の値を示してい

生体試料として，上記の他に心臓，肝臓，脾臓，膵臓，る。すなわち，電子密度が同じであっても，実効原子番号及び血液について 2 色 X 線 CT 撮影により電子密度，実が異なる物質は，CT 値としては異なる値として認識され効原子番号の情報を得た。殆どの画像で，実効原子番号画るため，実際の電子密度値と異なる値を導き出す可能性が像はコントラストに乏しい画像を示している。生体構成物ある。一般的に連続 X 線の場合，使用する X 線のエネル

は基本的に水を中心に，炭素，窒素を付け加え，更に少量

ギースペクトルを高エネルギー側にシフトすることによの Na や K などが少量加わった組成であり，組織毎に組り，より正確な電子密度を評価することができる。これは，成が近いのはごく自然なことと思われる。両画像比較する

X 線の減弱はエネルギーが高くなるに従いコンプトン散と，血液を除いていずれの画像にも，部分的あるいは局所乱が支配的になり，電子密度への依存性が相対的に大きく的に電子密度画像と実効原子番号画像で見え方の異なる箇なるためである。

所が散見された。画像と試料の剖検的比較はしていないた

腎臓

め，これら興味深い現象が何に由来しているかは今のとこ

腎臓は大きく分けると比較的堅い腎皮質とその内側の腎ろ不明である。

髄質，中央部には尿を集めて尿管に導く腎盂が位置する。
腎盂は脂肪分に富んだ結合組織からなり， X 線吸収画像
では見易い。一方，腎髄質と腎皮質は組成が近いため識別192 ● July 2004 Vol.17 No.4

.

まとめ
放射光から得た単色 X 線を用いて 2 色 X 線 CT を行っ解説 ■ 単色 X 線 CT の医学診断応用た。これによりデータの定量性が向上し，特に電子密度の10)

測定値精度は，当初の目的である重粒子線治療計画の高精度化を達成できる程度まで達したと考えている。しかし，

http://physics.nist.gov/PhysRefData/Xcom/html/
xcom1.html

著者紹介

取越正己

あくまで研究段階であり，臨床に利用するためには装置そのものの開発，利用できるビームラインなど依然ハードル

放射線医学総合研究所は高い。更に臨床的立場からは，CT 撮影で患者を回すこセンター

重粒子医科学とに対して強い抵抗感があり，この方法が臨床の場に定着

置開発室するためには最終的には小型の単色 X 線源の開発が必要

E-mail: torikosi＠nirs.go.jpと考えられる。画像情報に関してラット胸部の画像から，専門放射線計測，加速器物理工学

加速器物理工学部 照射装使用する X 線のエネルギースペクトルによる修飾を受けない基本的な量である電子密度と実効原子番号を画像化で略歴きることが分かった。両画像を比較することで組織の異常

1983年

東北大学理学部原子核理学専攻博士課程修了

性を示すなど，従来の CT 画像では得られない診断情報が同年

東京大学原子核研究所

得られる可能性がある。

1985年

米国ブルックヘブン国立研究所

1988年

株
三菱電機

1995年

放射線医学総合研究所

参考文献
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研究員
研究員

勤務
主任研究員

角尾卓紀
放射線医学総合研究所
E-mail: tsunoo＠nirs.go.jp
専門X 線画像CT

略歴1999 年京都工芸繊維大学工芸科学研究科博士課程終了。
博士（学術）。

1999 年放射線医学総合研究所のポストドクターとして放射光を利用した X 線 CT の研究開発，4 次元 CT の研究開発に従事。現在に至る。

Monochromatic X-ray computed tomography and its medical applications
Masami TORIKOSHI
Takanori TSUNOONational Institute of Radiological Sciences,491 Anagwa, Inage-ku, Chiba-shi 2638555, Japan
National Institute of Radiological Sciences,491 Anagwa, Inage-ku, Chiba-shi 2638555, Japan

Abstract
Electron density distribution of a body is indispensable for treatment planning of charged particle radiotherapy
for cancer, which has recently become popular in Japan. More accurate electron density is required to make thetreatment planning more precise. One of methods for directly measuring the electron density of examinee is dualenergy x-ray CT imaging. Feasibility study of the dual-energy x-ray CT in which two diŠerent energy x-rays are independently used has been started to establish a practical way to measure the electron density quantitatively. It
was experimentally proved that the electron densities of phantom materials were measured in about 1 accuracy
in the dual-energy x-ray CT. Rats and organs of a pig were also used as the samples to reveal features of images ofdual-energy x-ray CT.

July 2004 Vol.17 No.4 ● 193