令和６年度の医用画像機器工学Ⅱはホームページのスライドを参照して自習して下さい。
診療放射線技師国試の問題を扱うので、国試、および病院実習前試験にもこのページを利用して勉強して下さい。
オンデマンド形式なので都合の良い日時に学習して下さい。
各出席票は、左記に示す講義日の１週間後までに提出して下さい。

医用画像機器工学Ⅱ
診療放射線技師国家試験に出題される
Ｘ線ＣＴの問題は非常に少なく１０問程度。
しかし、診療放射線技師はＣＴ操作を主な業務として従事する場合が多い。
現在の放射線技師業務の実態が放射線技師国家試験内容に反映されていない。
さらに、眼底検査の国試問題も扱う。

２５年国家試験

解答 ５

歯科用ＣＴ
アーム型のコンパクトな構造で、歯、上顎骨、下顎骨など硬い構造の断層画像をコーンビームＸ線で撮像。

歯科用ＣＴは、歯、上顎骨、下顎骨など硬いもの（高コントラスト被写体）を撮像できればよいので、低感度のＸ線検出器でも実用可能。
（軟部組織の情報はほとんど得られない）

令和４年国家試験

解答 ３

ＣＴのＸ線検出器に要求される性能
１. Ｘ線検出効率が高いこと
ＣＴの被曝量を減らすために患者を通過したＸ線は、ほぼ１００％の効率で検出できることが必要。
２．小型、安定、計数率直線性
現在のＣＴ装置は、検出器を高密度に多列配置するため、検出器間の仕切り幅をできるだけ狭くする必要がある。
（検出器間の仕切り（隙間）を狭くすると検出器全体のＸ線検出効率が上がる。）

現在のＣＴのＸ線検出器は、シンチレータとフォトダイオードシンチレータにX線が入射すると可視光線が出る。
フォトダイオードで光線を電流に変換。
Gdを主成分としたセラミックシンチレータの微粉体を、微小なフォトダイオードを多数並べたブロック上に焼付けている。

Ｘ線用イメージ インテンシファイア
Image Intensifier I. I.
一般ＣＴのＸ線検出器には使用されない。
Ｘ線検出効率が低く、形状も大型。
I.I.は人体を透過してきたX線を（１）入力蛍光面（ヨウ化セシウム）で受け、光に変換された後、（２）光電面（GaAs等の化合物半導体）にて電子に変換され、その電子を加速しながら収束させ、（３）出力蛍光面で光に変換して画像化する。
蛍光面に出現した像をCCD（Charge Coupled Device ：半導体画像センサ）で、デジタル信号として取り出す。

コーンビームＣＴ
cone-beam CT
コーンビームＸ線を用いたＣＴ
cone : 円錐
中心部から外れた（コーン角が大きい）部位ほど像の歪みなどのアーチファクトがあり、幾何学的歪み補正を実施して断層像を再構成する必要がある。

ヘリカルスキャンＣＴ
helical scan CT
helical : らせん scan : 走査X線管球が高速連続回転し、患者ベッドが一定速度で移動するので、らせん状にX線が通過。
検出器も体軸方向に複数（現在は最大320列）並び（マルチスライスCT MultiSlice CT, MSCT）

短時間で広範囲多断面を撮影できる。
体軸方向データに切れ目がないので体軸方向の断面像も良好に得られる。

２５年国家試験

解答 ４

DAS Data Acquisition System
データ収集システム
複数のX線検出器の出力電流を集約化およびデジタル化して、コンピュータシステムに送るユニット。

CTに使用されるX線発生装置
現在では、高周波インバータ方式が多い。
CTに自己整流X線管球は用いない。

自己整流型Ｘ線管X線管球自体で整流を行う方式。整流器が不要になる利点と、 X線管球の負担が大きくなる欠点がある。 多くの歯科用X線撮影装置は自己整流方式を用いている。

CTでは、回転陽極X線管が用いられる。
高額である（数百万～２千万円）。年１回交換。
回転陽極は傘状のターゲットを高速回転させ冷却装置も備え、X線発生時の発熱を抑制。
CTでは数秒間の連続的なX線発生が必要で、固定陽極X線管では発熱が多く使用できない。

歯科用CTでは、イメージ インテンシファイアとCCDなどのフラットパネル型の画像センサをＸ線検出器に使用するが、一般のCTでは、このような検出器の組合せはＸ線検出効率が低く、形状も大型で使用しない。
現在のＣＴのＸ線検出器は、Ｘ線検出効率が高く、形状も小型で多列配列が容易な、シンチレータとフォトダイオードの組合せが使用されている。

CTの走査ガントリは傾き角度を変えられるチルト機構（tilt : 傾き）を備えた装置が多い。
頭部CTでは OM line (orbito-meatal baseline)(外眼角と外耳孔中心を結ぶ線）に沿う断面を撮影する。ガントリーをチルトすると便利。

患者の頚部角度を調節してOM line に沿うCT撮影を実施するのは難しい。

２５年国家試験

解答 ５

ピッチ = Δ / T 、 2 = Δ / 10 、 Δ = 20

シングルスライスヘリカルCTの場合
ヘリカルピッチは、管球（またはガントリ）が１回転する間のベッド（テーブル）移動距離Δ をビームコリメーション幅T（ = コーンビームX線の体軸（Z軸）方向の幅）で割った値。

シングルスライスヘリカルCTの場合
テーブル移動距離 Δ
ヘリカルピッチ ＝コリメーション幅 T

ヘリカルピッチの意味は、体軸方向のデータ量。

ピッチが大きい ＝ 体軸方向のデータ収集が粗い。
実際の撮影でのヘリカルピッチは 0.6 ～ 1.5 程度。
ピッチの値が小さいほど、体軸方向の断層像の画質が良くなるが、撮影時間は長くなり、患者の被曝が多くなる。

マルチスライスヘリカルCTの場合
ヘリカルピッチは、管球（またはガントリ）が１回転する間に患者ベッド（テーブル）が移動する距離Δ をビーム厚（ 検出器列数 N x コリメーション幅 T )で割った値。

マルチスライスヘリカルCTの場合
テーブル移動距離 Δ
ビームピッチ ＝

ビーム厚 NT
テーブル移動距離 Δ

ディテクタピッチ ＝検出器１列分のコリメーション幅 T
実際の撮影でのビームピッチは 0.6 ～ 1.5 程度。
ビームピッチが １未満→体軸方向データに重複（オーバーラップ）が生じる
ビームピッチが １以上→体軸方向データに欠損（ギャップ）が生じる

ビームピッチ 0.66 の 鼻腔体軸断層像

ビームピッチ 1.25

階段状のアーチファクトあり

原理上は、ビームピッチを １ に設定した撮影が理想的と考えられるが、実際の撮像データは、辺縁部に並ぶ検出器から得るデータは中心部に並ぶ検出器から得るデータよりノイズが多いので、ビームピッチを １未満にして体軸方向データに重複（オーバーラップ）を生じさせ、辺縁部検出器から得るデータを重複させて体軸方向断層画像の画質を良くする。

２５年国家試験

解答 ４

CT装置の日常点検項目 ７項目
日本工業規格で定められている（JIS-Z-4923）
１．ノイズ
２．コントラストスケール
３．空間分解能４．スライス厚５．高コントラスト分解能
６．低コントラスト分解能
７．CTDI （CT Dose Index : CT線量指数）

CTDI （CT Dose Index : CT線量指数）
CT検査による被曝量推定値（少なくとも半年に１回、大きな修理後にも実施。）
CTによる被曝量は、７～１０ｍSv（ダイナミック撮影を行えば数倍に増加）
数種類の直径の円柱ファントムで計測。
ファントム内の穴に線量計を挿入。
32cmφ 体幹ファントム
16cmφ 頭部ファントムCTDI = 厚さ１cmの断層像を得る被曝量
N : 得られるＣＴ画像枚数
T : X線コリメーション幅z ： 体軸方向の座標
Ｄ（ｚ）：座標 ｚ での線量計測定値

実際には有限な間隔での被曝量しか測定できないので、現実的なＣＴＤI としてＣＴＤＩ１００ という値が定義されている。

ＣＴＤI 測定用ファントム内の孔に、１０ｃｍの長さの電離箱線量計を挿入して、１ｃｍの断層撮影が１００ｍｍの間隔の中に与える被曝量を測定する。

ＣＴＤＩ Ｗ : Weighted CTDI 重み付けCTDI
CTの被曝量は、被写体の中心部（central）と周辺部（peripheral）で異なる。
被写体が大きいほど、その差は大きい。
その差を考慮した CTDI が ＣＴＤＩ Ｗ である。
ファントム中心部の線量測定値を ＣＴＤＩ １００C 、辺縁から１ｃｍ内側４個所の平均を ＣＴＤＩ １００ｐとして、以下の式で定義する。

ＣＴＤＩ vol : Volume CTDI
マルチスライスヘリカルCTの被曝量。
ピッチが 1 の場合は、ＣＴＤＩ vol = CTDI W
ピッチが小さいほど体軸１ｃｍあたりの被曝量は増加する（オーバーラップが増えるため）。
ＣＴＤＩ vol は、以下の式で定義される。

P : ピッチ （ビームピッチ）

ピッチが小さいほど体軸１ｃｍあたりの被曝量は増加する（オーバーラップが増えるため）。

DLP : Dose length product
線量（dose）と長さ（length）の掛算（product）。
CT画像１枚あたりの被曝量は、実際の検査の被曝管理の指標としては実用的ではない。

体軸１ｃｍあたりの被曝量 ＣＴＤＩ vol （ｍGy）に、撮像範囲長 L （cm） を掛けた値が DLP。
DLP （mGy・cm） = ＣＴＤＩ vol ・ L

DLP から CT検査の実効線量E が算出される。

CT検査の実効線量 E （ Effective dose ）実効線量とは、人体組織の吸収線量（Gy）に放射線荷重係数を乗じた等価線量に、さらに組織荷重係数を乗じて合計した値。
X線の放射線荷重係数は １。
組織荷重係数は、 ICRP (International Commission
on Radiological Protection : 国際放射線防護委員会）
が定めた値 WT をもとに、年齢や部位別に、CTで被曝する実効線量をDLPから推定する 換算係数 ｋE が定められている。

CT検査の実効線量 E （Sv） = DLP ・ ｋE
年齢、部位別の換算係数 ｋE （mSv / ｍGy / cm）---------------------------------------------------------------------------------------------------------

１才

５才

成人

---------------------------------------------------------------------------------------------------------

頭部
胸部
腹部

0.00670.026
0.030

0.00400.018
0.020

0.00210.0140.015---------------------------------------------------------------------------------------------------------

マルチスライスCTの CTDIvol は、16cmΦ ファントムで 約５０ ｍGy
32cmΦ ファントムで 約２０ ｍGy

ファントムによるCTDIvol と 年齢、部位別の撮影範囲長と換算係数 ｋE を掛けるとCT検査の平均実効線量 E が推定される。
頭部で、約 ２ ｍSv （ 0.9 ～ 4.0 ）
胸部で、約 ７ ｍSv （ 4.0 ～ 18.0 ）腹部で、約 ８ ｍSv （ 3.5 ～ 25.0 ）現在のCTには、実施された検査ごとの推定被曝量が推定されるプログラムがついている。

令和４年 国家試験

解答 ５

CT装置の日常点検に用いる QAファントム。
QA （ Quality Assurance : 品質保証 ）少なくとも 月１回は QAファントム撮影を。

QA ファントム内部には、高コントラスト分解能、コントラストスケール、スライス厚、低コントラスト分解能、ノイズを評価できる構造が入っている

CT装置の日常点検項目
ノイズ （少なくとも月１回実施）
均一ファントムの断層像にて、統計雑音の量を標準偏差 SD などの指標で評価する。
コントラストスケール
水の線減弱係数を、水（0 HU） と空気（-1000 HU） の CT値の差で割った値。
空間分解能 （少なくとも３ヶ月に１回実施）
空間分解能測定用の断層像にて、細かい吸収係数の差を識別できるかを目視にて、どれほど小さいものまで区別して見えるか評価する。

スライス厚 （少なくとも月１回実施）
体軸方向における空間分解能。スライス感度
プロフィール （SSP : Slice sensitivity profile ）を計測できる QAファントム断層像にて評価。
シングルスライス
CTは、SSPが良好。
ヘリカルCTは、ピッチが大きい撮影ほどSSPが緩やかなカーブに悪化する。

高コントラスト分解能 = 空間分解能
X線吸収係数の差が大きい部位の分解能を測定できるQAファントム断層面で評価。
どれだけ小さいものまで区別して見えるかを評価する指標。
低コントラスト分解能
X線吸収係数の差が小さい部位の分解能を測定できるQAファントム断層面で評価。
臨床的には、臓器と血液の間の密度分解能などに影響を及ぼす指標。

時間分解能 は、現在ではCT装置の日常点検項目には入っていない。
時間分解能は、１断層像をどれだけ短時間で撮像できるかを示す、シャッタースピードと類似の指標。短時間ほど良好な断層像を得る。

息止めをしても、臓器は常に動いている。
（特に心臓、大血管、胃腸など）
マルチスライスCTによる造影剤投与しながらダイナミック撮影、心臓の心電図同期撮影など、短い時間分解能を要する検査が増加している。
重要なCT性能の指標になりつつある。

令和４年 国家試験

解答 １

２５年国家試験

解答 ３

CT値 = 1000 x （ μｔ - μw ） ／ μw
= 1000 x ( 0.258 – 0.215 ) ／ 0.215= 200

ゴッドフリー・ニューボルド・ハウンスフィールド
Godfrey Newbold Hounsfield （1919 - 2004）

イギリスの電気技術者。1967年、コンピュータを用いたX線断層撮影技術（CT）の開発により、1979年にノーベル生理学・医学賞をアラン・コーマック とともに受賞した。
彼の名は現在のCT値の単位である
Hounsfield Unit (HU) として使用され、この値は -1000 HU を空気、0 HU を水とした吸収率の相対値で定義されている。

CT値 （ HU : ハンスフィールド ユニット ）CT断層像の画素値の基になる値は体内の 各組織の線減弱係数 μｔ だが、（ μｔ は、組織の密度に比例する値）
臨床的な理解度を容易にするためにμｔ に比例した値がCTの画素値に使われる。
CT値 = 1000 x （ μｔ - μw ） ／ μw
μw : 水のX線吸収係数 （線減弱係数）
μt : 組織のX線吸収係数 （線減弱係数）

空気のCT値 は -1000
1000 x （ μ air - μw ） ／ μw = -1000 （HU）

厳密には空気の線減弱係数 μ air は０ではないが、水や人体組織と比べると極めて小さい値なので、CT値を計算する場合は μ air = ０ とする。

水のCT値 は 0 （ 比重１の密度が 0 HU ）1000 x （ μw - μw ） ／ μw = 0 （HU）
水の２倍の線減弱係数の物質のCT値は 1000
（ 水の２倍の密度が 1000 HU ）1000 x （ 2 μw - μw ） ／ μw = 1000 （HU）

水の線減弱係数 μ W は X線の線質 （管球に加えた電圧や電流）で変化するが、だいたい0.19～0.20 cm-1 である。

X線線質の違いや被検者の体格差で、同じ組織でもCT値は変化し、厳密な定量性はない。

体内組織のCT値 （ 比重１ ＝ ０ HU）
気道内、消化管内の空気 （比重０）- １０００
脂肪組織- ５０ ～ - １００
脳脊髄液、脳室１０脳室周囲白質２０ ～ ３０大脳皮質（灰白質）
３０ ～ ４０
筋肉、肝臓等の臓器
３０ ～ ６０
血液 （比重 1.05 ～ 1.06） ５０ ～ ６０
凝固血液（血栓）
５０ ～ １００
甲状腺 （比重 1.10 ～ 1.12） １００ ～ １２０
骨、石灰化病変、歯２５０ ～ １０００

令和４年 国家試験

解答 ３

仮想単色X線画像（VMI：Virtual Monochromatic Imaging）
2つの異なる管電圧 による撮影で得られたデータから、 任意のエネルギー で撮影した画像を 仮想的に 生成する技術。
2種類のエネルギー （2種類の管電圧）の撮影で 任意のエネルギー画像が得られる。

線減弱係数μ、および μ から算出するCT値は、同じ物体でも、X線エネルギーで変化する。

同じ造影剤濃度のファントムを撮影しても、異なるCT値の画像が得られる。
低エネルギーX線のほうがCT値が高くなる。

X線エネルギーが低いほど、同じ物体でも、X線の減弱は増加するので、線減弱係数 μ、および μ から算出するCT値は、大きくなる。
この現象を利用したCTが デュアルエネルギーCT （DECT: Dual Energy CT） である。

デュアルエネルギーCT の構造は３種類ある。
１．２管球方式（Dual-source）
異なるエネルギーのX線管球が９０度ずつ回転。
被ばくは増えないが、サイノグラム上での計算は不能。

２．高速スイッチング方式（Rapid switching）
１個の管球が２種類のエネルギーを逐次交互に出して180度回転。サイノグラム上での計算が可能。
管球の負荷が大きい。

３．２検出器方式（Dual-layer）
検出器でエネルギーの異なるサイノグラムを２種類測定。
検出器が高価。

一般的なCTのX線管球エネルギーは、120～140 kV。

造影剤や石灰化の画像情報を得たい場合は、低エネルギーＸ線（80 kV）を同時撮影。
造影剤を投与したCT（Enhanced CT）撮影で、単純CT（Non-Enhanced CT）も算出できる。
高密度物質の画像情報を得て、金属アーチファクトや、ビームハードニングアーチファクトを抑制したCT画像を得たい場合は、高エネルギーＸ線（140～160 kV）を同時撮影。

人体内の金属、骨、造影剤、筋肉、臓器、軟部組織、脂肪など、密度の異なる部位では、異なる2つのX線エネルギーCT画像の、CT値の差が異なるので、それらを適切に分離したCT画像を算出できる（Dual Energy解析）。

最新のCT Photon-counting CT
従来型の固体シンチレーション検出器を使用せず、フォトンカウンティング検出器は、非常に高い空間分解能で、電子ノイズがなく、CNRが改善される。
従来のCTは、固体シンチレーション検出器がX線を可視光に変換し、フォトダイオードによって電気信号に変換されている。
フォトダイオードは、電子ノイズの影響を受けやすく固体シンチレーション検出器の空間分解能を現在の性能レベルよりも大幅に向上させることにも限界があった。

フォトンカウンティング検出器は、来型の固体シンチレーション検出器を使用せず、X線のフォトンを直接電気信号に変換する。
フォトンカウンティング検出器半導体の中で、フォトンのエネルギーレベルを測定することで、吸収されたX線エネルギーを測定できる。X線エネルギーから、ヨード造影剤、水、骨などの情報を区別できる。
さらに、フォトンカウンティング検出器は、非常に高い空間分解能で、電子ノイズがなく、CNRが改善される。

来型の固体シンチレーション検出器CT

フォトンカウンティング検出器CTは造影剤と石灰化のX線エネルギーを直接測定して判別し、読影に邪魔な血管壁の石灰化を除去できる。