ISSN 2187- 9788

特別号

2014

特 集

特 別 号

2 0 1 4目

次「低線量 CT 検診における IR 技術の応用」

巻頭言
超低線量スキャン技術がもたらす次の段階に向けての CT 検診
結核予防会 複十字病院

花井耕造 ……………… 162

低線量 CT 検診における Iterative Reconstruction 技術の応用
じあい会 メディカルスキャニング大宮

小澤昌則 ……………… 163

逐次近似応用再構成法を用いた低線量肺がん CT 検診での撮影条件の取り組み
JA 北海道厚生連 旭川厚生病院 医療技術部 放射線技術科

岡崎真悟 ……………… 169

逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がん CT 検診撮影プロトコルの構築
東海大学医学部付属八王子病院診療技術部放射線技術科

大塩洋平 ……………… 176

低線量 CT 検診における IR（Iterative Reconstruction：逐次近似）技術の応用
聖路加国際メディカルセンター 聖路加メディローカス

宇内大祐 ……………… 189

専門部会
部会長と連絡先……………………………………………………………………………………… 195

委員会
委員長と連絡先
編集後記……………………………………………………………………………………… 196……………………………………………………………………………………………… 197

事務局報告
特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会 定款 ………………………………………………… 事− 1
特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会 専門部会内規 ……………………………………… 事− 9
肺がん CT 検診ガイドライン …………………………………………………………………… 事− 10
肺がん CT 検診の教育用ソフトウェア ………………………………………………………… 事− 11「CT 検診」投稿規定 ……………………………………………………………………………… 事− 12
ご登録ください …………………………………………………………………………………… 事− 14
日本 CT 検診学会入会のご案内 ………………………………………………………………… 事− 15
新規入会及び住所等の変更について …………………………………………………………… 事− 16舘野 之男

特 別 号

2 0 1 4

名

会

金子
中川
芦澤
伊谷
江口
大松
柿沼
楠
島田
滝口
土田
中山
名和
仁木
西井
丸山
三澤
村松
森山
和田
長尾
吉村

誉

会

員

國雄 （愛知県がんセンター名誉総長）
正和
武（放射線医学総合研究所）
平三郎 （国立がん研究センター中央病院名誉院長）
洋一郎
照雄 （国立循環器病センター名誉総長）
雄三 （（財）新潟保健衛生センター理事長）
隆弘 （大阪大学名誉教授）
恵一 （国立がん研究センター名誉総長）
隆一郎 （大阪府立成人病センター研究所公衆衛生学特別研究員）
栄孝 （慈山会医学研究所理事長）
裕徳 （久留米大学医学部附属医療センター名誉院長）
久真男 （理化学研究所研究顧問）
伸二 （新潟県労働衛生医学協会プラーカ健康増進センター所長）
善昭 （習志野第一病院）
満臣 （東京都立保険科学大学名誉教授）
徹（健生クリニック対ガン CT 健診企画室 放射線技術部顧問）
忠昭 （健生クリニック）
欣明 （（財）岡山県健康づくり財団附属診療所所長）
達哉

役
理 事 長
副理事長
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
理
事
監
事
監
事

長

（放射線医学総合研究所）

名青木（故） 青木飯沼市川（故） 梅垣
尾前
栗田
小塚
末舛
鈴木
坪井
戸嶋
豊島
新妻
増田
松本
松本
宮本
守谷
（故） 山田誉

員昌弘 （東京都予防医学協会健康支援センター呼吸器科）
徹（日立製作所日立健康管理センタ放射線診断科）
和人 （長崎大学病院がん診療センター）
寧崇 （伊谷医院）
研二 （帝京大学医学部内科学講座腫瘍内科）
広伸 （国立がん研究センター東病院呼吸器内科）
龍太郎 （国立がん研究センターがん予防・検診研究センター検診開発研究部）
洋子 （医療法人錦秀会阪和第二泉北病院阪和インテリジェント医療センター）
義也 （放射線医学総合研究所）
裕一 （千葉大学大学院医学研究院先端化学療法学）
敬明 （国立がん研究センター中央病院内視鏡科）
富雄 （大阪府立成人病センター調査部疫学課）
健（日立製作所日立総合病院内科）
登（徳島大学大学院ソシオテクノサイエンス研究部）
研治 （岡山県健康づくり財団附属病院）
雄一郎 （小諸厚生総合病院放射線科）
潤（医療法人鉄蕉会亀田総合病院附属幕張クリニック）
禎久 （国立がん研究センター東病院放射線部）
紀之 （東京ミッドタウンクリニック健診センター）
真一 （新潟大学医学部保健学科基礎放射線技術学講座）
啓一 （国立大学法人東京工業大学保健管理センター）
明修 （東京医科大学病院臨床腫瘍科／外来科学療法センター）

特 別 号

――― 歴

第１回
第２回
第３回
第４回
第５回
第６回
第７回
第８回
第９回
第10回
第11回
第12回
第13回
第14回
第15回
第16回
第17回
第18回
第19回

会

代

長

大

会

長 ―――

開

催

地

開

催

日

※（

）は当時の所属先

増田善昭

東京・第一製薬ビル

1994 年２月19日

金子昌弘

東京・エーザイ本社講堂

1995 年２月18日

森山紀之

東京・エーザイ本社講堂

1996 年２月17日

宮本忠昭

東京・江東区文化センター

1997 年２月14・15日

鈴木

隆一郎

大阪・大阪府医師会館

1998 年１月16・17日

松本満臣

東京・荒川区民会館

1999 年２月19・20日

曽根脩輔

東京・品川区立総合区民会館

2000 年１月14・15日

渡辺滋

東京・江戸川区総合区民ホール

2001年２月９・10日

栗田雄三

新潟・ユニゾンプラザ

2002 年２月８・９日

松本徹

東京・江戸川区総合区民ホール

2003 年２月14・15日

柿沼

龍太郎

千葉・さわやかちば県民プラザ

2004 年２月13・14日

守谷欣明

岡山・岡山衛生会館

2005 年２月11・12日

長尾啓一

千葉・ぱ・る・るプラザ千葉

2006 年２月10・11日

大阪・大阪国際会議場

2007 年２月16･17日（千葉大学医学部第三内科）（国立がんセンター中央病院）（国立がんセンター中央病院）（放射線医学総合研究所）（大阪府立成人病センター）（東京都立保健科学大学）（信州大学医学部放射線医学）（千葉大学医学部第三内科）（新潟県保健衛生センター）（放射線医学総合研究所）（国立がんセンター東病院）（岡山県健康づくり財団）（千葉大学総合安全衛生管理機構）

楠洋子（近畿中央胸部疾患センター）

中川徹

東京・亀戸文化センター

2008 年２月15・16日

江口

研二

パシフィコ横浜

2009 年２月13・14日

芦澤和人

長崎・長崎ブリックホール

2010 年２月12・13日

西井研治

岡山コンベンションセンター

2011年２月18・19日

丸山

雄一郎

長野・メルパルク長野

2012 年２月17・18日

花井耕造

秋葉原コンベンションホール

2013 年２月15・16日

滝口裕一

京葉銀行文化プラザ

2014 年２月14・15日（日立健康管理センタ）（帝京大学医学部内科学講座）（長崎大学病院がん診療センター長）（岡山県健康づくり財団附属病院長）（JA 長野厚生連小諸厚生総合病院放射線科）

第20回 （国立がん研究センター東病院
放射線部診療放射線技師長）
第21回

2 0 1 4

（千葉大学大学院医学研究院先端化学療法学）

会議センター特 別 号――― 賛助

2 0 1 4会員 ―――

東芝メディカルシステムズ株式会社〒 324-8550 栃木県大田原市下石上 1385
TEL：0287-26-5034 FAX：0287-26-5037

株式会社日立メディコ〒 101-0021 東京都千代田区外神田 4-14-1
秋葉原 UDX ビル 18F
TEL：03-3526-8305 FAX：03-3526-8300

GE ヘルスケア・ジャパン株式会社〒 191-8503 東京都日野市旭が丘 4-7-127
TEL：042-585-5111 FAX：042-585-5725

ViewSend ICT 株式会社〒 171-0021 東京都豊島区西池袋 3-1-15
西池袋 TS ビル 7F
TEL：03-5957-0112 FAX：03-5957-0114

特 別 号

会

2 0 1 4

日本 CT 検診学会
2014 年夏期セミナーのお知らせ

告■ 会 期： 平成 26 年 7 月 26 日（土曜日）■ 会 場： 主婦会館 プラザエフ（東京）〒 102-0085 東京都千代田区六番町 15

TEL：03-3265-8111■ 主 催： 学術企画委員■ 代表世話人： 大松広伸（国立がん研究センター東病院）
■ 参加費
参加費

医師、メーカー、工学関係者

放射線技師他

会 員

10,000 円

5,000 円

一 般

15,000 円

10,000 円■ プログラム
1. 読影セミナー
世話人 芦澤 和人（長崎大学大学院臨床腫瘍学）
テーマ「CT 肺がん検診：読影の基礎から実践へ」
第一部：特別講演「低線量 CT 肺がん検診の RCT：NLST の再評価を含めて」（仮題）
関 順彦（帝京大学医学部腫瘍内科准教授）

NLST の再評価を含めて、海外での低線量 CT 肺がん検診のエビデンスについて再認
識し、今後日本が CT 検診をどのように展開していくべきかを考える。
第二部：セミナー「読影の基礎から実践へ」

1「）判定基準の A 〜 E（
」仮題）小林 健（石川県立中央病院放射線診断科部長）

2「）肺結節の取り扱いに関するガイドライン」（仮題）
丸山 雄一郎（小諸厚生総合病院放射線科部長）

3「）CT 検診画像読影の実践編」（仮題）
中川 徹（日立健康管理センタ 副センタ長）
低線量 CT 肺がん検診の「読影の基礎から実践へ」と題し、1）施設や読影医間で異なることが少なくない判定基準 A 〜 E と 2）アメリカ及び日本の肺結節経過観察基準（ガイドライン）について改めて学ぶ機会とする。3「）CT 検診画像読影の実践編」では、前二つの講演を元に、聴衆に実際の症例の A 〜 E 判定、ガイドラインに沿った経過観察を考えてもらい、その後解説して頂く。
2. 肺気腫セミナー
世話人 駒瀬 裕子（聖マリアンナ医科大学横浜市西部病院）
テーマ「合併症からみた COPD」

1「）COPD と肺がんの合併について」
山口 裕礼（聖マリアンナ西部病院 呼吸器内科）

2「）COPD とその他の合併症」
金子 教宏（亀田京橋クリニック）

3「）COPD 患者における外科手術のリスクの評価（仮演題）」
千原 幸司（静岡市立病院 呼吸器外科）

特 別 号

2 0 1 4

肺気腫部会では COPD 診療の大きな問題点となっている合併症についてまとめたい。肺気腫、COPD に対する CT 検診の目的の一つは早期発見、早期介入であり、ADL の低下を来す合併症について認識しておく事は医療者として重要であり、また禁煙を含めた早期介入に対する患者の動機付けにもなると考えている。
3. 技術セミナー
世話人 村松 禎久（国立がん研究センター東病院）
テーマ「研究から実践へ」
技術部会では、新たな企画として、本年より低線量大腸 CT 検診について、その技術的な立場から検査の導入から運用方法までを段階的に検証する。一方、以前より開発を進めている低線量肺がん CT 検診における線量管理システム（combined application doseindex: CADI）についてその進捗を報告する。
1「）始めよう大腸 CT 検診（1 回目）」
松田 勝彦（済生会熊本病院 予防医療センター）
鈴木 雅裕（国立がん研究センター中央病院）

2012 年の診療報酬改定に伴い、大腸 CT 検査および検診においても研究から実運用段階に進んでいる。しかしながら、多くの施設では、導入には中々踏み切れない状況が続いている。そこで、大腸 CT 検診を上手に導入するためのノウハウを、3 回シリーズで開催する。
第 1 回目は、シリーズの概要と導入前準備までを解説する。

2「）CADI システムの進捗」
石垣 陸太（京都医療科学大学）
米国における CT 線量管理システムである ACR-DIR（american college of radiology -dose index registry）を肺がん CT 検診の線量管理、さらには画質管理に応用することを目的とした、CADI システムの開発が進んでいる。
今回は、CADI システムが設置されている複数の施設の線量・画質データを解析し知見を広める。

CT 検診学会が大腸 CT 検診を取り入れることで、より多くの会員に有益な情報を提供し、かつ社会的なアピールにもつながる。また CADI システムの全国展開は、日本における医療被ばく管理の先駆的な事業になり得ると期待される。
詳細は決まり次第、日本 CT 検診学会ホームページに掲載いたします。

http://www.jscts.org■ 問い合わせ先
日本 CT 検診学会事務業務代行 株式会社クバプロ 担当 : 棚瀬

TEL：03-3238-1689 FAX：03-3238-1837

E-mail：jscts-office@kuba.jp

第 22 回日本 CT 検診学会学術集会■ 会 期： 平成 27 年 2 月 13 日（金曜日）〜 14 日（土曜日）■ 会 場： 大阪国際会議場 グランキューブ大阪〒 530-0005 大阪府大阪市北区中之島 5 丁目 3-51 TEL：06-4803-5555■ 会 長： 中山富雄（大阪府立成人病センター がん予防情報センター）

特 別 号

2 0 1 4

第 40 回肺癌診断会および画像診断セミナー―達人による存在診断と質的診断の読影過程を明らかにする―■ 会 期： 2014 年 7 月 3 日（木）〜 5 日（土）■ 会 場： ホテルニューアカオ（熱海市・温泉＆リゾート）〒 413-8555 静岡県熱海市熱海 1993-250

TEL 0557-82-5151■ 世話人： 関 順彦（帝京大学医学部附属病院 腫瘍内科 教授）
共 催：特定非営利活動法人 日本肺癌学会
後 援：一般社団法人 日本呼吸器学会、特定非営利活動法人 日本呼吸器外科学会
特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会
本会は、静岡県医師会の承認を得て、日本医師会生涯教育講座として開催予定です。
■参加費

1．肺癌診断会および画像診断セミナー（宿泊・食事・懇親会費を含む）

60,000 円＊日本肺癌学会会員は 55,000 円となります

2．画像診断セミナーのみ

5,000 円3．肺癌診断会のみ（宿泊・食事・懇親会費を含む）

55,000 円

事前参加登録申込期間 2014 年 3 月 1 日（土）～ 6 月 5 日（木）下記ホームページ「事前参加登録」よりお申し込みください

http://square.umin.ac.jp/lcshindan40/■プログラム
画像診断セミナー（7 月 3 日）
肺癌診断会（7 月 3 日～ 5 日）
特別講演：第 1 回 鈴木明メモリアル「肺既存構造と画像診断～ Radiologic-Anatomic-Pathologic Correlation ～」演者：伊藤春海先生（福井大学名誉教授・特命教授）
特別企画：「視線追跡装置を用いて達人の目の動きを検証しよう！」
シンポジウム 1：「門外不出の達人のなり方を特別に伝授します！」
シンポジウム 2：「達人を目指す我々が身につけるべきこととは？」
読影指導：4 人のエキスパートによるグループ別指導
症例検討会：「学んだことを成果に反映させよう！」
その他：見学実習、夜の懇親会■事務局
第 40 回肺癌診断会および画像診断セミナー 事務局
帝京大学医学部内科学講座腫瘍内科〒 173-8606 東京都板橋区加賀 2-11-1

TEL：03-3964-1211（代表） FAX：03-3964-7094（内科医局）
E-mail：lcshindan40-office@umin.ac.jp

‌検診学会誌CT

巻頭言

超低線量スキャン技術がもたらす次の段階に向けての CT 検診

特別号 二  〇一四年 三月

花井耕造
結核予防会

複十字病院

3.11 後の我が国では放射線被ばくに対する日本国民の意識は高く、医療被ばくに対しても厳しい視線と評価が求められている。医療被曝を評価する中で CT 検査は胸部単純写真と同様に、医師が日常、オーダする診断に必須な第 1 選択の放射線検査となっている。しかし、

CT 検査による被ばくは他の一般撮影と比べ格段に高く、日本人が 1 年間に受ける放射線被ば
く線量：約 5.3 mSv/年のうち、約 2.3 mSv を占めているのが現状であり、今後、一層の低線量化が求められている。検診領域においても同様であり、肺がん死の低減を目指すための最も有効的な手段として、また NLST において有効性が証明された CT 検診においても、被ばく線量が今後の CT 検診の普及における課題として残る。今後、NELSON、JECS などの無作
為化比較試験を通じて CT 検診の死亡率減少効果が証明された後、日本において対策型検診として CT 検診の本格的な普及が議論されるためには、検診分野においての厳格な線量管理体制の構築が求められる。このような状況の中で低線量スキャン技術の導入と実践は CT 検診において世界に先駆けた研究と実績を持つ日本においてこそ、CT 検診に関わる全てのスタッ
フが真っ先に取り組むべき課題でなければならない。重要なことは、日本において、国民に見える形で CT 検診の安全性と精度の高さ、低線量スキャンが行われていることを国民に明示することである。
近年、技術的側面からの CT 検診分野における最大のトピックスは検出器の多列化と再構成技術の進歩の 2 つであり、4 列から 16 列、さらに 64 列を超える検出器の多列化は受診者に対する息止め時間の短縮をもたらした。しかし多列化に伴うスライス厚の薄さは高い診断能と高精度 3 次元データの取得という利点の反面、検診現場においてスライス枚数の増加による読影医側の負担の増加と検診能率の低下をもたらしている。この問題に対し現在、検診能率の向上と精度の高さを担保することを目的とした CAD の臨床現場への利用と肺がん CT 検診
認定技師による支援体制の構築が進んでいる。第 2 のトピックスである再構成技術の進歩は従来までのフイルター補正逆投影法に代わる逐次近似再構成法の開発が CT 検診分野における画期的な低線量化をもたらす技術として現場への応用と研究が進んでいる。

超低線量スキャン技術がもたらす次の段階に向けてのCT 検診

CT 検診学会誌特別号に掲載された論文集は、CT 検診の普及の鍵を握る被ばく線量低減に対する最も現実的な解決策としての逐次近似再構成法による超低線量スキャンへの可能性を議論し、同時に今後の対策型検診への課題として残る被ばく線量問題に対する糸口を示している。CT と単純撮影では被ばく形態は異なるが、胸部単純 X 線写真と同等、もしくはそれに近い被ばく線量の下で CT 検診が行える可能性を現実的に提示できることは、NLST の報告を現実的な手段として実施し、全世界において肺がん死を低減させるためのキーワードと考える。無論、CT 検診において見境なく被ばく線量を低減させるのではない。検出すべき肺がん
陰影の形状、サイズを議論し、その描出に必要な画質を担保し、さらに CT 画像の画質を左右する多様な因子を議論した上で、さらに逐次近似法の利点と欠点を周知した中で積極的な導入を進めなければならない。CT 検診にかかわる多くの研究者が本誌を契機として超低線量

CT 検診の実現化に向けて議論が取り交わされることで、現実的な対策型検診を視野に入れた次の段階に向けての CT 検診の普及が進むことを確信する。

― 162 ―

‌検診学会誌CT

特集

低線量 CT 検診におけるIterative Reconstruction 技術の応用

特別号 二  〇一四年 三月

SIEMENS SAFIRE を用いた低線量 CT の検討
＊1

＊2

＊3

小澤昌則 、神戸裕一 、三國友樹

受診者も CT による肺がん検診に関心が強くなっている昨今であるが、一方では被曝に関しても非常に関心が強く不安をいだいている。診断能を担保したまま必要最低限の線量で撮影を行うことは、我々診療放射線技師の責務である。ノイズ低減が望める
逐次近似応用再構成法を使用し肺がん CT 検診の低線量化のエビデンスを得るために、

LSCT ファントム等を用いて検討を行った。同再構成法によるノイズの低減は GGO、もしくは結節影の視認性の向上に関与しているといえる。ただし、分解能低下もみられるためトレードオフの関係を理解したうえで撮影条件、再構成条件を設定する必要がある。今回決定した逐次近似応用再構成法を使用した撮影条件は 110 kV、20 mAs、再構
成関数 SAFIRE I80-3、CTDI vol 1.77 mGy となった。
キーワード： 低線量、肺癌、CT 検診、逐次近似応用再構成、

iterative reconstruction
J Thorac CT Screen 2014; 20: 163 -168
低線量CT 検診における

1．目 的
NLST team の報告［1］は、本邦でも 2010 年 11 月に CT による肺がん検診で死亡率が 2 割低下という記事として掲載され、ますます関心の強い事柄となっている。そのなかで被ばく低減に関する取り組みはさまざま行われている。近年、CT 装置では画像ノイズを低減できるとされている逐次近似応用再構成法を活用しているものが多くみられるものの、臨床上の成果としては意見が分かれる部分もある。
当所にも逐次近似応用再構成法を搭載した CT 装置を導入し、同再構成法を用いての肺がん検診の低線量化に取り組んだ。本論文では、先行研究等も踏まえ、撮影条件および再構成法の活用法を検討したので報告する。

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I

技術の応用

2．方 法
2-1 使用機器、装置構成
・ CT 装置 SIEMENS SOMATOM Perspective
検出器数 64 列
最小コリメーション厚 0.6 mmを用いた低線量CT の検討

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S

ビーム幅 38.4 mm

Rotation time 0.6 sec/rotation
逐次近似応用再構成法 SAFIRE：Sinogram Affirmed Iterative Reconstruction＊1

じあい会 メディカルスキャニング大宮〒 330-0854 埼玉県さいたま市大宮区
桜木町 4-240 山崎ビル 3F
e-mail:＊2＊3― 163 ―

メディカルスキャニング立川
メディカルスキャニング浜松町

‌検診学会誌

CT

frying focal spot（XY 平面あり、z-sharp なし）
可変コリメータ なし

特別号 二
  〇一四年 三月

・ 水ファントム（直径 200 mm）
・ 櫛ファントム（The phantom laboratory CTP412 高分解能モジュール 0.5 〜 1.1 LP/mm）
・ LSCT ファントム（京都科学 LSCT- 001 型）

2-2 SAFIRE の動向を確認
逐 次 近 似 応 用 再 構 成 法 SAFIRE（Sinogram Affirmed Iterative Reconstruction）を用い

NPS（Noise Power Spectral）および空間分解能を評価した。内部均一な水ファントムを撮影し、再構成関数を FBP（Filtered Back Projection）B81 と SAFIRE I81（強度 1 〜 5）と変化さ
せ、NPS を求めた。ここでの撮影条件は、管電圧 110 kV、管電流 20 mAs、再構成スライス
厚 5 mm とした。またコリメーションスライス厚を 0.6 mm × 64 列と 1.2 mm × 32 列での NPS比較も行った。なお、今回使用した B81、I81 の関数は肺野等の観察に適した高周波強調関数である。空間分解能は櫛ファントム（Fig. 1）を撮影し、スリット間隔から空間周波数、Im-

age J を用いて信号値を測定し CTF（Contrast Transfer Function）を求めた。

低線量CT 検診におけるFig. 1 櫛ファントム 左から 0.5 ～ 1.1 LP/mm

2-3 LSCT ファントム評価の方法
下記条件（Table 1）にて LSCT ファントムを撮影し放射線科医 1 名、診療放射線技師 2 名で評価を行った。評価を行う模擬腫瘤はΔ CT 値 =270 HU：4 mm、Δ CT 値 =100 HU：8 mm

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I

技術の応用

を選択した。これは、結節影 5 mm、GGO 10 mm を想定したものである。視覚評価は視認可
能、ボーダーゾーン、不可能の 3 段階で評価し、3 名が視認可能としたものを採用し、そのなかで CIDI vol、DLP の低い条件を求めた。
Table 1 LSCT ファントムの撮影条件および再構成条件
管電圧

kV

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を用いた低線量CT の検討

130
110
80

mAs

検出器

50 〜 10
0.6 mm × 64 列
（10 ピッチ）

Rot. timesec

Pitch factor 再構成関数

0.6

FBP B810.5 〜 1.5
SAFIRE I81（0.2 ピッチ）
強度 1 〜 5

スライス厚

mm
5

3. 結 果3-1 SAFIRE の動向
NPS は画像におけるザラツキの程度や状態を周波数空間に分解し評価可能である［2］。グ― 164 ―

‌検診学会誌

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SIP(zk-FE509b:`*7E# ""
ラフの縦軸はNPS
値、横軸は空間周波数であり、ノイズが改善されるとその値は低くなる。
£98
8~THZRUG%1
 G  " 8/# :dhG/@94$D"£98 
 b:`*7DSIP:p5721#`jlBD@%j{b:`*7DSIP:p5721#`jlBD@%j{

yara
14/1
: ¢
yara
14/1

:
!
yara
:14/1/!

yara
: 14/1
!X
yara
14/1

特別号 二
  〇一四年 三月

性は良好であることを示す。横軸は空間周波数である。約 0.9 LP/mm までは CTF はほぼ一:
Yoshihisa
: ¢
¢
書式変更:
yara
yara 14/1
14/1
yara 14/1/
:
: !X!X: ¡Yoshihisa
Yoshihisa
Yoshihisa
書式変更:
書式変更:
yara
: 14/1
yara
14/1

たがって CTF が低下しているのが確認できた。

Yoshihisa
: ¢!
Yoshihisa

FBP B81、SAFIRE 1 〜 5 の順に NPS 値は低くなりノイズは良好となった。低周波領域よりもl(
#
c9LZRXORGvw
 4/E#9:b(o)%<609w:pl( zk9s(o)*7E,5(?35FE
zk9s(o)*7E,5(?35FE

#LYV[NWZg9%8BE
LYV[NWZg9%8BE
高い周波数領域が NPS 改善の幅が大きくなることがみてとれる（Fig. 2）。コリメーション厚9nf:7'21
4$E,5G/#}:j{4$E#  >4:  :<=\. "&9nf:7'21 ##
の違いによる NPS の変化はなかった（Fig. 3）。
8~THZRUG%1


B;
 ut9%8r:7%(" 8/#
$1D'Cut(m/8.1(23 (`
8~THZRUG%1
 G
G 
 "
"8/#
 :dhG/@94$D":dhG/@94$D"
次に櫛ファントムを用いた CTF を Fig. 4a、4b に示す。CTF は分解可能限界を表すもので

c9LZRXORGvw^.3%E9(4)1#
c9LZRXORGvw  4/E#9
4/E#9  :b(o)%<609w:p:b(o)%<609w:p
あり、画像のコントラストを応答特性 CTF で表現する。縦軸の CTF は値が大きいほどその特4$E,5G/#}:j{4$E#
4$E,5G/#}:j{4$E# 
 >4:>4: 
 :<=\.
:<=\. "&"&B;
ut9%8r:7%(" 
B;
ut9%8r:7%("
 $1D'Cut(m/8.1(23$1D'Cut(m/8.1(23 (`(`
致し FBP、および SAFIRE 強度の違いに差はないが、1.0 LP/mm
あたりから強度が増すにし^.3%E9(4)1#
^.3%E9(4)1#


yara 14/1/

:
¡
yara
:14/1/
¡
:
:

yara
yara 14/1
14/1




 






低線量CT 検診における 5  9ut8BE  nf



¡
ut£ 98 :p7b
Fig. 2 FBPと SAFIREの強度によるNPS変化 FBP、SAFIRE
強
度
1
～
5
の
順
に
NPS
は
良
な
5

9ut8BE

nf
G/¢

5  9ut8BE  好
nf
値を示す。

  

 ¡ ut £ 98  :p7b¡ ut £ 98  :p7b
 G/¢
G/¢
 











:
: ¢
¢!
!

LYV[NWZg9%8BE nfFig. ¡ 9qLYV[NWZg
3 コリメーション厚の違いによるNPS
変化
0.6
mm
、
1.2
mm
2
種の設定コリメーション厚間LYV[NWZg9%8BE
8
 9r:7%¢LYV[NWZg9%8BE
に NPS の差はない。

nf
nf

 ¡
¡ 
 9qLYV[NWZg9qLYV[NWZg
88  9r:7%¢
9r:7%¢






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技術の応用




Fig. 4b CTF 変化 高周波領域拡大
Fig. 4a SAFIRE 強度による CTF 変化

0.9
LP/mm
までは変化はないが
1.0
LP/mm
以上
  ut8BE  nf  nfjlyo
で差が表れる。
  >4:nf:7%(  _]4r(FE¢
3-2 LSCT ファントム評価


ut8BE
 

ut8BE  nfnf 
 nfjlyo
nfjlyo
傾向として FBP よりも SAFIRE を使用し、さらに強度を上げることでNPS が良好になるの
は前述したとおりである。LSCT ファントム画像でもノイズが低減されるのが認められる。Δ
>4:nf:7%(

_]4r(FE¢ 

_]4r(FE¢
CT 値 >4:nf:7%(
100 HU 腫瘤（模擬 GGO）、Δ CT 値270 HU（模擬結節影）は若干であるが視認性が

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を用いた低線量CT の検討

あがる（Fig. 5）。撮影条件をさせたとき FBP の画像で観察者全員が視認可能と認めたのは、

130 kV 時 50 〜 20 mAs、110 kV 時 50 〜 30 mAs であり 80 kV ではすべての画像に視認可能と評価されるものはなかった。ボーダーラインのうちもっとも CTDI vol の低かったのは 110 kV、

20 mAs であった。その条件下で SAFIRE 1 〜 5 の中から視認可能と評価されるものは強度 3〜 5 であった（Fig. 6、7）。
― 165 ―

Yoshihisa
:

Yoshihisa
Yoshihisa::‌検診学会誌C
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XPXVNWB-;F<?F&$" B_0<:BC !)# % >+<:*9B]Z> ª B[0Hl?a5KJFBCxw ª>+<:¦  ) §
*





特別号 二
  〇一四年 三月










    SMWQU¦u§?  ¦m§j©' b © ##
Fig.SMWQU¦u§?
5 LSCT ファントム FBPと SAFIRE（右）（左）¦m§   ¥j©'b  ©##
白矢印：Δ CT 値＝ 100 HU：8 mm、黒矢印：Δ CT 値＝ 270 HU：4 mm。
j©' b © ##
¥j©' b  ©##

yara 14/1/23 17:48: yara 14/1/23 17:48
: 









低線量CT 検診における








Fig. 6 Δ CT 値＝ 100 HU
Fig. 7 Δ CT 値＝ 270 HUとb
SAFIRE
1 ～ 5 の画像変化。
FBPと SAFIRE
1 ～ 5 の画像変化。
    FBP''b  ?  ªBdqi ?  ªBdqi    '
b'b  

4．考 察
 ?  ªBdqi ?  ªBdqi

4-1t
各種ファントム評価 水ファントムの実験から得た NPS が FPB、SAFIRE 1 〜 5 の順で良好になったのは逐次近  t似応用再構成の原理からも理にかなっており、予想通りの結果といえる。しかし、空間分解nSMWQUaSMWQUBs¤0Hz:
 1 ) ªB£>rA@<:BC ^{
能の評価では SAFIRE の強度が増すほど劣化がみられた、ノイズ除去だけでなく、エッジ部
 nSMWQUaf~Bk0HFA0@<=/I)\}¡IB?,.J*606)¢gBa
分の変化やノイズの周波数成分の変化よりボケが生じているものと推測される。その現象は
SMWQUBs¤0Hz:
 1 ) ªB£>rA@<:BC ^{
LSCT
ファントムでも表れており強度の増加に伴い腫瘤辺縁にボケが生じていたことから撮影
f~Bk0HFA0@<=/I)\}¡IB?,.J*606)¢gBa
条件構築の際、重要な項目となるであろうと考える。
ノイズの増減により視認性が変化する理由は模擬 GGO と模擬結節影では異なると考える。
前者はノイズ低下によりコントラストが良好となり視認性が増す。一方、結節影はサイズが小

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技術の応用

さいため粗大なノイズに埋もれてしまう、逆をいえば、同サイズのノイズを低減させることにより紛れることなく腫瘤を認めることが可能となる。しかし、強度 3 以上では評価に違いは現れなかった。そのため分解能の低下を防ぐため強度 3 を採用した。

4-2 撮影条件、再構成条件の検討
SAFIRE 強度 3 で視認可能とされた条件のなかでもっとも低線量の条件は 110 kV、20 mAsであったためこの条件を採用した。同条件下で CT-AEC の CARE dose4D を使用し、pitch

factor を変 化させたときの最 低の DLP は pitch 1.1 のときであり、 本 条 件での CTDI vol は

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を用いた低線量CT の検討

1.77 mGy、DLP は 70.85 mGy・cm となった。本装置では AEC 使用時に pitch factor の違い
でも線量の調整を行うため、高い pitch factor が必ずしも低線量になるとは限らず、その挙動は体型に依存すると考えられる。臨床上もっとも最低線量になる頻度が高いのが pitch factor

1.1 であった。コリメーションスライス厚は NPS の変化がないため撮影条件決定時に考慮の必要はないが、冠状断像や Thin slice の作成を必要とするならば 0.6 mm × 64 列を選択すればよ― 166 ―

yara 14/1/23 17:48: yara 14/1/23 17:48
yara 14/1/23 17:48
: 
: 
yara 14/1/23 17:48
yara 14/1/23 17:48: :yara 14/1/23 17:48
yara 14/1/23 17:48:: (
yara 14/1/23 17:48
yara 14/1/23 17:34: (: ¨( ªyara 14/1/23 17:34: ¨( ªB

‌検診学会誌

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い（Table 2）。
本条件で撮影した LSCT ファントムでは肺尖部だけでなく異なるスライスレベルの模擬腫瘤
でも目標値のものはすべて視認可能であった。300 mm をスライス間隔 5 mm（61 スライス）

特別号 二
  〇一四年 三月で再構成する場合の時間は、FBP 約 5 秒、SAFIRE 約 7 秒、後者が若干長いが臨床上問題となる時間ではない。
Table 2 決定した撮影条件、再構成条件
管電圧

mAs

検出器

Rot.time
sec

Pitch

CTDI volmGy

DLP（300mm）
mGy・cm110

20

0.6 mm × 64 列

0.6

1.1

1.77

70.85

kV

再構成関数

再構成スライス厚

SAFIRE I81
強度 3

5 mm

おわりに
使用装置に装備された逐次近似応用再構成法 SAFIRE は NPS の改善やアーチファクトの除去に寄与し、結節影等の視認性を向上させた。しかし、強度を上げればすべてがよい方向に向くわけではなく、空間分解能、見た目のボケなど劣化する要因もあるため、これらの特性を把握して再構成法、撮影条件を検討する必要がある。
低線量CT 検診における

今回は肺がん CT 検診のスキャン条件の最適化に対し SAFIRE・強度 3 を選択することで空間分解能が劣化する影響を極力少なくしたなかで低線量化への取り組みが行えたと考える。
今後さらに肺がん CT 検診が安全かつ高い検出能で実施され、治り得る肺癌発見に貢献できることを望み検討を続けたい。

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技術の応用

文 献
［1］ National Lung Screening Trial Research Team：Reduced Lung Cancer Mortality with Lowdose Computed Tomography Screening . N Engl J Med 2011; 365: 395-409［2］ 市村 勝弘、村松 禎久：標準 X 線 CT 画像計測：オーム社：2009、80-93［3］ 山口 功、村松 禎久、花井 耕造、長尾 啓一：低線量肺がん検診の知識と実務：オーム社：
2011、108-131［4］ 芹澤 和人、柿沼 龍太郎 他：低線量 CT による肺がん検診の肺結節の判定基準と経過観察の考
え方：日本 CT 検診学会 2013、2-7［5］ 山崎 暁夫、永澤 直樹：CT における逐次近似再構成の基礎的検討と臨床応用：日本放射線技、767-774
術学会誌 2012、68（6）［6］ 村松 禎久、荒井 美紀、石垣 陸太 他：低線量肺がん CT 検診画像の精度管理：施設認定制度、70-76を見据えて：CT 検診学会誌 2013、20（2）［7］ 梁川 範幸、X 線 CT 撮影標準化班 他：X 線 CT 撮影における標準化：日本放射線技術学会
2010：58-65［8］ 市川 勝弘、村松 禎久 編：標準 X 線 CT 画像計測：オーム社：2009

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‌検診学会誌

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Iterative reconstruction technology inlow dose lung cancer CT screening

特別号 二
  〇一四年 三月

Masanori Ozawa ＊ 1, Yuichi Kanbe ＊ 2, Yuki Mikuni ＊ 3＊1

Medical Scanning Omiya
Medical Scanning Tachikawa＊3
Medical Scanning Hamamatsucho＊2

Abstract
Examinees also come out recently that interest has been strong in lung cancer CT
screening, but interest in the exposure is very strong. Doing the scanning at a dose ofnecessary minimum while still backed the diagnostic performance is the responsibility we,the radiological technologist. Where in order to obtain evidence of the low dose of lungcancer CT screening uses an iterative reconstruction sequential overlook noise reduction
was investigated using a LSCT phantom, reduction of noise visibility of nodules or GGO, it
can be said to be involved in improving. However, it is necessary to set the scan protocol,
reconstruction in understanding the tradeoff to be resolution degradation.
Scan protocol determined this time was as follows.
[110 kV, 20 mAs, kernel SAFIRE I80 -3, CTDI vol 1.77 mGy]
Key words: helical CT, thorac CT screen, lung cancer, iterative reconstruction,
low-dose CT
The Journal of the Japanese Society of CT Screening 2014; 20: 163-168

低線量CT 検診における

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‌検診学会誌CT

特集

逐次近似応用再構成法を用いた低線量肺がん CT 検診での撮影条件の取り組み

特別号 二
  〇一四年 三月

＊1

＊1

＊1

＊1

岡崎真悟 、辻野和徳 、山本卓哉 、大家佑介 、東
＊2

＊1

弘志

＊3

秋葉裕二 、平松一秀

当院では 2012 年 9 月より Philips 社製 Blliance iCT TVI が稼働し、それに伴い逐次近似応用再構成法である iDose⁴ が使用可能となった。そこで今回、逐次近似応用再構成法を使用し読影に支障のない画質を担保したうえで最低線量を検討するため、物理評価を行ったうえで、LSCT ファントムを使用し現状の撮影条件をもとに検討した。結果、物理評価では MTF は FBP 法と形状が一致し、NPS においても FBP 法と形状が概ね一致していた。さらに LSCT ファントムを使用した視覚評価結果から、現状の撮影条件を

120 kV、15 mAs/slice、iL7、再構成関数 Lung Enhanced へ変更することで、読影に支障のない画質を担保したうえで、CTDI vol を現状より半分程度低減させることが可能であることが示唆された。しかし、今回の検討は肺野条件のみの評価であり、縦隔条件に関する評価は行っていない。そのため、今後、両者を加味した撮影条件の検討を行わなければならない。
キーワード： 肺がん CT 検診、低線量 CT、逐次近似応用再構成法、視覚評価

J Thorac CT Screen 2014; 20: 169 -175

緒

言

当院では 2012 年 9 月より Philips 社製 Blliance iCT TVI が稼働し、それに伴い逐次近似応用
再構成法である iDose⁴ が使用可能となった。逐次近似法・逐次近似応用再構成法は、今まで使用していたフィルタ補正逆投影（Filtered Back Projection、以下 FBP とする）法と比較してノイズ低減が可能であり、一般臨床において当院でも使用している。
逐次近似応用再構成法を用いた低線量肺がんCT 検診での撮影条件の取り組み

一方、当院における肺がん CT 検診は任意型検診としてモニター診断で実施しており、当院読影医との相談のもと、低線量撮影と iDose⁴ を組み合わせて 2 mSv 以下になる撮影条件で検査を実施している。
そこで今回、iDose⁴ を使用し読影に支障のない画質を担保したうえで最低線量を検討する
ため、物理評価と LSCT ファントムを使用し、撮影条件を変化させて検討した。

1．使用機器CT 装置は Philips 社製の 128 列 256 slice の Blliance iCT TVI、画像再構成方法は FBP 法と逐次近似応用再構成である iDose⁴ を使用した。画像解析ソフトは Image J を使用した。

＊1

JA 北海道厚生連 旭川厚生病院
医療技術部 放射線技術科〒 078-8211 北海道旭川市 1 条通 24 丁目 111＊2＊3― 169 ―JA 北海道厚生連 旭川厚生病院 呼吸器科
JA 北海道厚生連 旭川厚生病院 放射線科

‌検診学会誌

CT

2．評価項目および方法
2-1 逐次近似応用再構成の基礎特性
iDose⁴ の基礎特性を理解するため、FBP 法と iDose⁴ のノイズ低減程度を表す iDose Level

特別号 二
  〇一四年 三月（以下、iL とする）を iL2、iL4、iL6 と変化させて空間分解能とノイズ特性について比較した。
空間分解能については周囲空気でφ 2 mm の銅線ワイヤーを測定し、MTF を算出した。ノイ
ズ特性については、Catphan phantom CTP486 を用いて NPS を測定した。スキャン条件は管
電圧 120、再構成関数 Standard を一定とし、mAs/slice を 4 段階（50/100/300/500）に変化させた。得られた画像から各線量における同一線量での NPS を算出した。また、画像ノイズ（SD）を同一（SD ＝ 7.2）とした NPS も算出した。

2-2 胸部標準ファントムによる逐次近似応用再構成の評価
胸部標準ファントムとして京都科学社製の LSCT ファントムを使用し、Table 1に示す当院の肺がん CT 検診プロトコールをもとに撮影条件を変化させて視覚評価で検討した。視覚評
価は呼吸器科医師 1 名、放射線科医師 1 名、放射線技師 2 名で行い 4 名が一致した撮影条件を採用した。LSCT ファントムの内部構造は肺野が CT 値− 900 HU、その中に右肺の模擬腫瘤が CT 値− 800 HU（Δ CT 値 100 HU）でφ 4 mm からφ 12 mm（2 mm ステップ）、左肺の模擬腫瘤は CT 値− 630 HU（Δ CT 値 270 HU）でφ 2 mm からφ 10 mm（2 mm ステップ）からなり、肺尖部、気管分岐部および肺底部に封入されている。

2-2-1 管電 圧 変 化と mAs 値 変 化での視覚評価
当 院の肺がん CT 検 診で使 用している条件をもとに管電圧を 120 kV と

100 kV に お い て mAs/slice を 25 〜
10 mAs/slice ま で 5 mAs/slice ず つ
低 下させ、 ファントムのΔ CT 値 ＝逐次近似応用再構成法を用いた低線量肺がんCT 検診での撮影条件の取り組み

270 HU：4 mm、Δ CT 値＝ 100 HU：
8 mm が視認できる最低条件を視覚評価で検討した。

Table 1 当院の肺がん CT 検診プロトコール
管電圧120 kVmAs/slice30

Kernelstandard

collimation

128 × 0.625 mm

Slice thickness

5.00 mmSlice Increment

5.00 mmpitch factor

0.993

再構成関数

Y-Detail（YB）

Rotation Time

0.75 sec

Matrix

512 × 512

Scan time

4.17 sec

CTDIvol

2.0 mGy

DLP

76.2 mGy・cm

AEC

有り

逐次近似応用再構成

有り

level

4

2-2-2 FBP 法と iDose⁴ の比較
2-2-1 で視認できる最低条件をもとに FBP 法と iL を 1、3、5、7 と変化させた画像について視覚評価を行った。

2-2-3 ピッチファクタ、再構成関数
での検討

2-2-1 で得た撮影条件においてピッチファクタ（以下、PF）、再構成関数を変化させて最適な撮影条件を視覚評価にて検討した。また再構成関数については MTF を算出した。

― 170 ―

‌検診学会誌

CT",)"'-.)!,!

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3．結 果

NPS GD>
 %&')  "% ($* 

3-1 逐次近似応用再構成の基礎特性
*..%*)%("

-"



 

 

 



iL の
MTF 算出結果、Fig. 2 に同一 SD での FBP 法と各 iL の NPS 算出
.,%0Fig. 1に FBP 法と各
2/*' 

(1

して iL を変化させても形状変化が認められず一致していた。同一 SD での NPS は、iL を変化(13 (させても低周波領域では軽度異なるものの、中〜高周波領域では
NPS の形状は一致してい

>6


0
0.5
1
D<;C?=@8>6
た。また、同一線量でのNPS は iL を変化させた結果、低周波領域でノイズの低減は認められ

1.5    !  ##  '"/"'

ないが、中〜高周波領域においてはノイズの低減が認められ、iL を上げるごとに NPS の値が低下した。

2-2-1 £X[N mAs G[NF
MTFの比較（ iDose Levelの違い）d¢' CT FBPtE$rB
iL2
iL4
iL6
1.5
& £X& 120kV  100kV mAs/slice& 25 « 10 mAs/slice   5
1mAs/slice D> 5(:27CT
0.5
Gª270HU©4mmCT Gª100HU©8mm $qDrB&FtFig.1 FBP {! iDose Q iL 
$ MTF

MTF

特別号 二
  〇一四年 三月 ).%("
 -"結果、Fig. 3 に各線量におけるFBP 法と各 iL の NPS 算出結果を示す。MTF は FBP 法と比較

0

0

0.5

1

1.5

2-2-2 FBP { iDose yFig. 1 FBP法およびiDose⁴の各iLにおけるMTF
2-2-1$qDrB&  FBP
Fig.1
のグラフ差し替え
Sp a tia l freq u en cy [ cycles /m m ]Fig. 2R<SD
同一 SD における$FBP{!
FBP 法および iDose⁴ の各
iL
iDose
Fig.2
におけるNPS

再構成関数の違いによるMTF結果

Y-Deta
7
il iLDeta
il
1.5

NPS

Lu n g En h a n ced

Sh a rp

MTF

1

逐次近似応用再構成法を用いた低線量肺がんCT 検診での撮影条件の取り組み

0.5

0

0

0.5

1

1.5

Sp a tia l freq u en cy [ cycles /m m ]Fig.8 のグラフ差し替え

Fig. 3 各線量における FBP 法および iDose⁴ の各 iL におけるNPS

Fig.3 7ZfFBP P iDose 7 iL 

NPS

3-2 \eMR(#*&) dNc3-2-2 FBP P iDose ObYK
 Fig.6  LSCT (#*&)^a
.BT3LC`0I― 171 ―
3-2-1 Xh895 mAs 195^/J- 120kV15mAs/slice  FBP P

‌検診学会誌CT

特別号 二  〇一四年 三月_`0iDose 7 iL ObYK"WFBP P
U2'$%: E4,]
Fig.4 Xh8 120kVFig.5  100kV 
LSCT (#*&)[>e"GAU2"
iDose '$%/QFBP PObW  3LSCT( # * & )   CT 1 l
E4]<iL 
-2 胸部標準ファントムによる逐次近似応用再構成の評価
270HUk4mm
CT 1l100HUk8mm

Level "+
'$%/Q
3-2-1 管電圧変化とmAs 値変化での視覚評価
DF Fig.
^agV120kV
15mAs/slice
Level"I;+ ^_`0@S9
4 に管電圧 120 kV、Fig.
5 に 100 kV で LSCT
ファントムの肺尖部を撮影した画像を示

100kV  25 mAs/slice 
5a!
す。LSCT ファントムのΔ CT 値＝ 270 HU：4 mm、Δ CT 値＝ 100 HU：8 mm が指摘できる
120kV 100kV Ob 120kV H'視 認 限 界は 120 kV で 15 mAs/slice であり、100 kV では 25 mAs/slice であった。120 kV と$%Q=E4]<
100 kV の比較では 120 kV の方がノイズの減少により描出が良好であった。

Fig. 4 120 kV での LSCT ファントム（左Δ CT 値＝ 100HU、右Δ CT 値＝ 270HU）の肺尖部画像

Fig.4 120kV  LSCT (#*&)i? ΔCT 1=100HU6CT 1=270HUj[>eU2

Fig. 5 100 kV での LSCT ファントム（左Δ CT 値＝ 100 HU、右Δ CT 値＝ 270 HU）の肺尖部画像

逐次近似応用再構成法を用いた低線量肺がんCT 検診での撮影条件の取り組み

Fig.5 100kV  LSCT &($'T6 ΔCT ,=100HU1CT ,=270HUUI5RE
3-2-2 FBP 法と iDose⁴ の比較結果
3-2-3 %#"& !.?9S;
Fig. 6 に LSCT ファントムで視 認できる最 低 条 件の 120 kV、15 mAs/slice の FBP 法と>MH=
iDose⁴ の各 iL の比較結果を示す。FBP 法の画像はノイズが多く描出不良であったが iDose⁴
Fig.7  PF 20
 LSCT &($ではノイズが低減し、FBP 法と比較して描出が良好であった。iL については Level を上げるこ'I5RE-F
Fig.5
100kV
 LSCT&($'T6 ΔCTO820,=100HU1CT ,=270HUUとでノイズがより低減し、Levelを最大に上げても視覚評価では形状変化は認められなかった。
KLN+3 7 :Fig.8 .?9S;Q
3-2-3 %#"& !.?
 MTF G/H=Fig.9
.?9S;
>MH=
20
LSCT&($'I5RE-
Fig.7  PF 20 LS
F CB*D 'I5RE-F
Y-Detail  O82
Fig.6 FBP A iDose @PH=
MTF ) Lung Enhanced
*D <
KLN+3
7
KLN+J4
Fig.8 .?9

Fig. 6 FBP 法と iDose⁴ の比較結果
Fig.6FBP A iDose @PH=― 172 ―

 MTF G/H=Fig.9 .
20
LSCT&($'I
F CB*D  Y-DMTF ) Lung Enhanced KLN+J4

>MH=
>MH=
Fig.7

Fig.7  PF
PF 2020 LSCT
LSCT &($&($'I5RE-F
O820'I5RE-F O820KLN+3
7 :
3-2-3 ピッチファクタ、再構成関数での検討結果KLN+3 7 :Fig.8
Fig.8 .?9S;Q
.?9S;Q
Fig. 7 に PF を変化させた LSCT ファントムの肺尖部画像を示す。軽微な変化はあるものの、

MTF
G/H=
Fig.9
 MTF
Fig.9 .?9S;
.?9S;
視覚評価では大きな差として捉えられなかった。また、Fig.
8 G/H=
に再構成関数の違いによる
20
LSCT&($'I5RE-
20
LSCT&($'I5RE-
MTF 算出結果、Fig. 9 に再構成関数を変化させた
LSCT ファントムの肺尖部画像を示す。現
F
CB*D

CB*D
 Y-Detail
Y-Detail 状使用している Y-Detail よりも MTF が低い LungF
Enhancedを使用した方が視覚評価は良好
Fig.6FBPA
iDose
@PH=
MTF
Fig.6FBP A iDose @PH=
MTF )
) Lung
Lung Enhanced
Enhanced *D*D <<であった。
KLN+J4KLN+J4

‌検診学会誌CT

特別号 二  〇一四年 三月

MTFの比較（ iDose Levelの違い）
FBP

iL2

iL4

iL6

1.5

MTF

1

0.5

0

0

0.5

1

1.5

Sp a tia l freq u en cy [ cycles /m m ]Fig.1 のグラフ差し替え

Fig. 7 20
PF を変化させた
LSCT ファントムの肺尖部画像
Fig.7

Fig.7 PF
PF 20 LSCT
LSCT &($'&($'I5REI5RE-

再構成関数の違いによるMTF結果

Y-Deta il

Deta ilLu n g En h a n ced

Sh a rp

1.5

MTF

1

0.5

0

0

0.5

1

1.5

Sp a tia l freq u en cy [ cycles /m m ]Fig. 8 再構成関数の違いによるMTF

Fig.8 のグラフ差し替え
逐次近似応用再構成法を用いた低線量肺がんCT 検診での撮影条件の取り組み

Fig.8
Fig.8 .?9S;Q
.?9S;Q MTF
MTF

Fig.
9 再構成関数を変化させた
LSCT
ファントムの肺尖
Fig.9

Fig.9 .?9S;.?9S;20
20
LSCT
LSCT&(
&(部画像$'$'I5REI5RE-

4．考 察
今回、導入時に採用した肺がん CT 検診時に使用している撮影条件をもとに逐次近似応用
再構成法を用いて読影に支障のない画質を担保したうえで最低線量を検討するために、物理評価と LSCT ファントムを使用し、撮影条件の検討を行った。
現在使用している撮影条件をもとに管電圧のみ変化させ、視覚評価を行った結果、120 kV
では 15 mAs/slice、100 kV では 25 mAs/slice が視 認できる最 低 撮 影 条 件であり、 ともに

CTDI vol、DLP が同等であった。しかし、両者を比較した結果では 120 kV の画像の方がノイズの減少により描出が良好であった。これは 120 kV のほうが 100 kV より実効エネルギーが高く、対象とした肺尖部では X 線透過率が高い 120 kV のほうが検出器に入射する線量が多い
ことによるものと考えられる。
視覚評価結果から得られた最低線量で iL を上げていくと、模擬腫瘤の形状が変化しない状
態でノイズのみ低減された。このことは物理評価結果でも得られている。従来使用していた

FBP 法と iDose⁴ を比較した結果、MTF においては iL を変化させても両者の形状が一致しており、空間分解能の低下がみられない結果であった。また、NPS においては同一 SD や同一線量で iL を変化させても、NPS の形状が中〜高周波領域で一致したことや疑似的に線量を上― 173 ―

‌検診学会誌

CT

げた結果が得られたことから、iDose⁴ を使用することで空間分解能を損なわずノイズ低減が可能、つまり線量低減に繋がることと考えられた。
さらに PF を変化させても視覚評価では大きな差は認められなかったため、心拍動による

特別号 二
  〇一四年 三月

motion artifact を考慮し現状の PF とした。
また、再構成関数を変化させた場合、現状使用している再構成関数よりもノイズを低減する再構成関数を使用することでより視認が向上した。
このことから肺野条件のみを対象とした場合、現状の撮影条件を 120 kV、15 mAs/slice、

iL7、再構成関数 Lung Enhanced へ変更することで、LSCT ファントム結果では読影に支障のない画質を担保したうえで、CTDI vol を現状の 2.0 mGy から 1.0 mGy へ低減させることが可能であることが示唆された。
しかし、今回の結果は肺野条件のみの評価であり、当院では縦隔条件での評価も行っている。今回の検討では縦隔条件に関する評価は行っていないため、今後、両者を加味した条件の検討を行わなければならない。

5．結 語
逐次近似応用再構成である iDose⁴を使用することからノイズ低減が可能

Table 2 最終決定した肺がん CT 検診撮影条件とLSCT ファントムでの線量結果

逐次近似応用再構成法を用いた低線量肺がんCT 検診での撮影条件の取り組みとなりファントム実験では肺野のみの

管電圧

120 kV評価であるが、被ばく線量を現状のmAs/slice

15

半分まで低減することが可能であっKernelstandardた。しかし、逐次近似応用再構成法

collimation

128 × 0.625 mm

はあくまでデータ量を増やす再 構 成

Slice thickness

5.00 mm法ではなく、信 号として検 出されたSlice Increment

5.00 mm

データからノイズ低減を行っているた

pitch factor

0.993

め、線量を下げて信号として検出さ再構成関数

Lung Enhanced

れないデータは描出されない。そのた

Rotation Time

0.75 sec

め、画質を担保したことを確認したう

Matrix

512 × 512

えで被ばく低減の下限を見極める必要

Scan time

4.17 secがある。Table 2 に今検討で最終的にCTDIvol

1.0 mGy

DLP

39.4 mGy・cm

AEC

有り

逐次近似応用再構成

有り

level

7

画像再構成時間

9.6 秒

決定した肺がん CT 検診プロトコールと LSCT ファントムを撮 影 範 囲 FOV

350 mm、Length 300 mm と仮定した場合での CTDI vol と DLP も含めた結
果を示す。

参考文献
［1］ 市川勝弘、村松禎久 編 : 標準 X 線 CT 画像計測 . オーム社、2009［2］ 山﨑 暁夫ほか：CT における逐次近似再構成法の基礎的検討と臨床応用、日本放射線技術学：767-774
会雑誌：2012、68（6）［3］ 日本 CT 検診学会肺がん診断基準部会編：低線量 CT による肺がん検：診の肺結節の判定基準と経過観察の考え方第 3 版、2012：3［4］ 肺がん CT 検診認定機構：http://www.ct-kensin-nintei.jp/― 174 ―

‌検診学会誌

C
T

Action of the scan conditionby the low dose lung cancer CT screening using
the effect of iterative reconstruction technique

特別号 二
  〇一四年 三月

Shingo Okazaki ＊ 1, Kazunori Tsujino ＊ 1, Takuya Yamamoto ＊ 1
Yuusuke Ohya ＊ 1, Hiroshi Azuma ＊ 1, Yuuji Akiba ＊ 2, Kazuhide Hiramatsu ＊ 3＊1

Hokkaido P.W.F.A.C Asahikawa-Kosei General Hospital Department of Medical engineering
Department of adiation technology＊2
Hokkaido P.W.F.A.C Asahikawa-Kosei General Hospital Department of respiratory organs＊3
Hokkaido P.W.F.A.C Asahikawa-Kosei General Hospital Department of Radiology

Abstract
Blliance iCT TVI than September, 2012 made in Philips company operated in this hospital, and iDose⁴ which was the iterative approximation applied rearrangement methodwith it became available. Therefore we examined it based on the present scan condition
using LSCT manikin after having evaluated physics to examine a minimum dosage after
having secured the image that interpretation did not have the trouble using iterative approximation application rearrangement law this time. In MTF, a shape accorded with the
FBP method by results, the physical evaluation, and a shape almost accorded with the FBP
method in NPS. Furthermore, it was suggested that half degree reduced CTDI vol thanthe present conditions after having secured the image which there was not of the trouble
in interpretation by changing the scan condition from the sight evaluation results using the
LSCT manikin to 120 kV, 15 mAs/slice, iL7, the rearrangement function Lung Enhanced．
It was suggested that degree could more half than the present conditions reduce CTDI volafter having secured an image without the trouble in interpretation．However, this examination is an evaluation only for lung window, and the evaluation about the mediastinal condition is not carried out. Therefore we must examine the scan condition that added both infuture.
Key words: lung cancer CT screening, low dose CT,
effect of iterative reconstruction technique, sight evaluation
The Journal of the Japanese Society of CT Screening 2014; 20: 169-175

逐次近似応用再構成法を用いた低線量肺がんCT 検診での撮影条件の取り組み― 175 ―

‌検診学会誌

CT

特集

逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がん CT 検診撮影プロトコルの構築

特別号 二  〇一四年 三月

＊1

＊1

＊1

大塩洋平 、中野翔太 、岩崎真之 、堀井
＊1

＊2

＊2

＊1

＊1

＊1

実 、諸星行男 、堀江朋彦 、＊2＊2

川又郁夫 、橋田和靖 、松本知博 、遠藤じゅん 、長谷部光泉

日立メディコ社製 64ch マルチスライス CT SCENARIA に搭載された、逐次近似型ノ
イズ低減処理である Intelli IP を用いた低線量肺がん CT 検診撮影プロトコルの構築を行った。Intelli IP の基礎特性、装置特性および撮影線量について検討を行い、規定の検出対象において通常線量撮影時と同等の検出能となる低線量プロトコルは以下のとおりとなった。管電圧 120 kV、再構成関数 31 使用時 AEC-SD30、小焦点、ビームピッ
チ 0.83、管球回転速度 0.35 秒、コリメーション 0.625 mm × 64 列、縦隔画像 _Lv3・肺野画像 _Lv7、再構成時間 6.6 秒（60 枚）。LSCT ファントム（スキャン範囲 295 mm）撮影時の CTDI vol、DLP はそれぞれ 1.5 mGy、52.4 mGy・cm となり、被ばく線量は男性

0.8 mSv、女性 1.3 mSv（CT-Expo V2.1 ICRP103）であった。
キーワード： 低線量 CT、逐次近似型再構成、撮影条件、SCENARIA、Intelli IP

J Thorac CT Screen 2014; 20: 176 -188

はじめに2011 年、米国における大規模 Randomized controlled trial（RCT）の結果が報告された。これにより重い喫煙者またはそれに該当する既往者には低線量肺がん CT 検診の有用性が証明され、同時に「低線量」に基準が生じた［1］。また、近年では X 線 CT 装置において逐次近似再構
成法や逐次近似を応用した再構成法の開発・導入が進んでおり、低線量下での画質が改善され、被ばく低減に向けさまざまな報告がなされている［2 〜 4］。対象が健常者となる検診領域では可能な限り低線量であることが望ましく、この技術の応用が必須といえる。
逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築

一般的に逐次近似を応用した再構成法は、ベイズ推定に基づいたノイズ低減処理を投影
データと画像データの双方に施し、反復処理を行うことで画像の解像特性を維持したままノ
イズ成分のみを除去する手法とされる［5］。しかし、このノイズ抽出・除去法、画質の保存法は各社異なり画質の変化を総合して評価することは難しい［6］。そこで我々は当院稼働中の日
立メディコ社製 64 ch multi slice CT 装置 SCENARIA に搭載された Intelli IP について、その特性を検証するとともに、装置特性を踏まえて低線量 CT 検診プロトコルの一案を提示する。

1．方 法
1-1 Intelli IP の基礎特性
Intelli IP（Iterative Processing）とは逐次近似を応用した高画質化技術の総称である。従来の被ばく低減用画像フィルタ［7］と異なり、適応型・逐次反復処理により、統計的なデータの信頼性に基づいたノイズ低減処理を投影データと画像データの双方に施すものであり、逐＊1

東海大学医学部付属八王子病院
診療技術部放射線技術科〒 192-0032 東京都八王子市石川町 1838
TEL: 042-639-1111
E-mail:＊2― 176 ―

東海大学医学部医学科専門診療学系
画像診断学（付属八王子放射線科）

‌検診学会誌

CT

次近似法を応用してノイズ低減度、先鋭性、粒状性などのバランスを部位ごとに最適化する処理である［8］。処理速度を重視した Intelli IP Normal とその発展型であり、より厳密な統計学的モデルを使用した Intelli IP Advanced（IPA）の 2 種類が用意されており、部位にも依存

特別号 二  〇一四年 三月するがおのおの 7 段階の処理強度（Level;Lv）が選択可能である。本論文ではこの IPA を対象
HLe# 7 ½RmkÁLevel;LvÂ¶vZ¡#®{
に検討を進める。
 IPA %g°«%µ#

1-1-1
1-1-1(-r
1 ノイズ特性® ®
CatphanRmk Standard# Standard
deviationÁSDÂCatphanphantom
phantomCTP486
CTP486 %IPA
を用い、IPA 処理強度による
deviation（SD）、Noise

Noise
power
spectrumÁNPSÂcW%f[9]SD ­M #xoG¾`
power
spectrum（NPS）の変化を測定した［9］。SD
評価における撮影条件は管電圧120 kV、

120kV
,6(,X5mm¥O§¸
ofFOVviewÃFOVÂ
300mm
Beam
Pitch
ÁBPÂ
スライス厚
5mm、表示画像視野（fieldÁfieldof view；）300 mm、Beam Pitch
（BP
）0.58
、管
0.58
_³´k
0.5s/rotationÁrotÂ¢·ºzÁFilter
85ÃF85Â ¾
200:
球回転速度
0.5 s/rotation（rot）、腹部標準関数（Filter
85；F85）とし、管電流200・100
・
50・20・10 mA、IPA 処理強度を
Lv1・Lv3
・Lv5・Lv7 とした。得られたファントム画像の中100:50:20:10mAIPA
Rmk%
Lv1:Lv3:Lv5:Lv7
 p!$2&90
心およびその上下左右、計5 点での平均
SD 値をノイズ量とした。
4OAq=>h[ª5 ia
SD N%1(-¹ 
評価における撮影条件は管電圧120kV、管電流 200
mA、再構成関数 F85F85,6(、スライス
NPSNPS­M
#xoG¾` 120kV¾
200mAQuºz

5mm、FOV 300mmBP0.58_³´k
300mm、BP 0.58、管球回転速度 0.5s/rot
とし、
処理強度を
Lv1・Lv3
・,X厚5mmFOV
0.5s/rot
 IPA
IPA
Rmk%
Lv1:
Lv5・Lv7 とした。
・NPS 計測の資料作成は同条件にて5 回撮影を行った。解析方法は一
Lv3:Lv5:Lv7
 SD
SD:NPSª±|Ju]G
5 _xo%¤©

次元仮想スリット法を用い、NPS を算出しその平均を代表値とした。
}<PFs,7/0%NPS %S ia%D¥N

1-1-2 ©Or
1-1-2 解像特性
 GE ¦ Quality assuranceÁQAÂphantomÁBarÄAcrylÁ120HUÂBar Pattern 0.5:
GE 社製 Quality assurance（QA）phantom（Bar ＝ Acryl（120 HU）、Bar Pattern 0.5・0.6・
0.6:0.8:1.0:1.3:1.6mmBack GroundÁBGÂÄÁ0HUÂÂ%IPA Rmk
0.8・1.0・1.3・1.6 mm、Back Ground（BG）＝ 水（0 HU））を用い、IPA 処 理 強 度による
 # Profile n  Contrast Transfer FunctionÁCTFÂcW%f[10]xo
Profile 形状および Contrast Transfer Function（CTF）の変化を測定した［10］。撮影条件は管G¾` 120kV,6(,X 2.5mmFOV200mmBP0.58_³´k 0.5s/rot
電圧 120 kV、スライス厚 2.5 mm、FOV 200mm、BP 0.58、管球回転速度 0.5 s/rot とした。
 ª\«G 10 _xo%¤ $%ViaW O%
計測には各検討条件において 10 回撮影を行い、これを加算平均化した画像を用いた。CTF はCTF4 @%¼
3 ~dN "iaN%
下記（>¬Á1Âl%')78
1）式を用いアクリルは 4 点、水は両端を除く
3 点の最大値より平均値を求め算出した。
SFOV  IPA ?#o¿%t  «£jK#
なお FOVが
IPA に与える影響を考慮し、この検討では臨床的にも使用する
FOV 200 mm としFOVた。このため、対象の櫛はサンプリング定理を満たす
200mm   g° +9379*f%
0.8mm
 
0.8 mm までとした。

逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築イ）QA
phantom
における基準(ÂQAphantom#b SDの決定fphantom（Φ 0.14 mm）を用い腹部標準関数（F85）および肺野標準関数（F65）におWireWire
phantomÁ0.14mmÂ%¢·ºzÁF85Â ¸ºzÁF65Â
Modulation transfer（MTF）を radialradialfrequency
法を用いて測定した。撮影条 ける# Modulationtransferfunction
functionÁMTFÂ%frequency
%f 

件は管電圧 120120kV¾
kV、管電流 200 200mA,6(,X
mA、スライス厚 0.6250.625mmFOV
mm、FOV 50 mm50mmBP、BP 0.58、管球
xoG¾`
0.58
回転速度 0.5 s/rot とした。腹部・肺野標準関数での 10％ MTF はそれぞれ 0.63、0.98cycle/
_³´k 0.5s/rot  ¢·: ¸ºz 10ÀMTF $$ 0.63
mm であり、ノイズの影響がなければアクリルチャート部の F85 で 0.8 mm、F65 で 0.6 mm
0.98cycle/mm "1(-o¿ $')78.5;0· F85  0.8mmF65］まで識別可能となる［9（Fig.
1a）
。基準 SD を決定するため QA phantom を SD6 〜 15 で撮影 0.6mm ¯UZ¡#[9]ÁFig.1aÂb SD %f# QA phantom % SD6
し、Filtered back projection 法（Original；ORG）を用いて再構成を行った。視覚評価を行Å15 xo Filtered back projection ÁOriginalÃORGÂ%Qu%¤いチャート形状に乱れがなく上記解像度の維持される最低限の線量として SD10 を今回の基準§¨­M%¤.5;0nB$ =¬©Okw $#~I»¹ とした（Fig. 1b）。IPA が解像度を維持し、ノイズだけを除去するのであれば低線量下での画SD10 %C_b ÁFig.1bÂIPA ©Ok%w 1(- %¼Y#
質が改善し、SD10 以下の撮影においてもチャートを分解することが可能となるはずである。
$I¹>²y^ SD10 E>xo.5;0%T©# ロ）Profile の変化

SD10 ORG 画像および SD10 となるよう線量と逐次処理強度にて調整を行った画像（SD11＋ IPA Lv1・SD14 ＋ IPA Lv3・SD16 ＋ IPA Lv5・SD25 ＋ IPA Lv7）において Profile を取得― 177 ―

E""

‌検診学会誌CT

特別号 二  〇一四年 三月（a）Fig.1

（b）ab

Fig. 1 （a）Comparison of MTF by Reconstruction filter、（b）QA phantom chart image in
different Scan SD
aComparisonof MTF by Reconstruction filter,bQA phantom chart image

in different Scan SD

し、各再構成関数における線量低化および IPA による信号の変化を比較した。

/Profileハ）MA
CTF の変化SD 10 およびこの
1/2 線量であるで撮影を行い、各処理強度の IPA を加え CTF を算 SD10 ORG
v;
SD10 SD14
"}i>tUSb$v;
出し、各再構成関数における元画像のノイズ量および IPA による信号の変化を比較した。

SD11+IPA Lv10SD14+IPA Lv30SD16+IPA Lv50SD25+IPA Lv7 Profile$DWG=h\a
1-2 撮影パラメータの最適化 "}7A IPA ":FMA$k
装置の特徴的なパラメータである BP および Automatic Exposure Control（AEC）について+CTF MA検討を行った。このパラメータが画像に与える影響は大きく、画像の変化は物理的な特性に

SD 10  1/2 }" SD14 `V$G>tUS IPA $@ CTF $大きく依存する。
{?G=h\a"<v;*%' IPA ":FMA$k1-2-1 BP
画像再構成には feldkamp 法を応用した日立独自の CORE（cone-beam reconstruction）法

逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築

1-2 `V,.-1(eAという 3D 再構成法を用いている［11］。CORE 法は外挿によるデータ補間がなく、各 pixel が180°以下のデータ量とならない。加えて再構成領域では
parallel beamExposure
としてデータを取り扱
~qXw,.-1("BP  AutomaticControlAEC
うといった特徴がある。この再構成法の特徴を含め BP が画像に及ぼす影響を検討した。

g$

,.-1(

イ）体軸方向の解像特性の変化

qZOv;3"VO

v;MAptw

9P"0.58、0.83、1.08、1.33、1.58 の 5 段階用意されている。各 BP にて京都
BP は選択式であり

科学社製 micro coin phantom を撮影し、体軸方向の解像特性の測定を行った
1-2-1 BP

。撮影条件

［9］

は管電圧 120 kV、管電流 200mA、スライス厚 0.625mm、FOV 50 mm、管球回転速度 0.5 s/

 v;=h\
feldkamp m$Yudzr COREcone-beam reconstruction
rot とした。得られた画像より Slice sensitivity profile（SSP）を取得し、MTF を求めた。

m ロ）
3D再構成データ利用領域の変化=h\m$u"[11]CORE mN_")1(G pixel

Feldkamp 法を応用した再構成では BP により管球 1 周分（360°）以上のデータを使用する

18052)1(@=h\L parallel beam )1($

full scan、または管球半周分（180°＋α）のデータを使用する half scan と再構成利用データ領

D!]qX
"=h\mqX$I
BP型を撮影した。得らv;CV$g
域が異なるものがある。各BP にて京都科学社製心臓動態
phantom SKK
れた画像を Image J を用いて極座標変換し、帯の計測角度より再構成データ利用領域の測定を行った。撮影条件は管電圧 120 kV、管電流 200 mA、スライス厚 5 mm、FOV 240 mm、管%8cH

;qZMA

球回転速度 0.5 s/rot とした。

BP ^T!
0.580.831.081.331.58  5 ju[#"G BP ハ）スライス面内の均一性の変化
水 phantom（Φ 30mm）を用いて full scan、half scan におけるスライス面内の均一性を計
4yQx
micro coin phantom $`V8cH ;qZoR$[9]`V

f6|K 120kV|n 200mA&.%&B
0.625mmFOV50mm|sJS― 178 ―

4â-5+-ÜLd<hV  phantomá30mmâ(©

 full scanhalf scan &-5+-ÜLd<(}$'«J#%=>s\ÙÞfáRegion of intereståáROIâä«¶ 2,500 測した。撮影条件は画像スライス厚 5 mm、管球回転速度 0.5 s/rot、管電流 200 mA とした。
&SD (ÄV>Êyá2â#%imageSD
-5+-È¢
得られた画像より上下左右の関心領域（normalized
Region of interest
；
（
ROI
）
：画素数 2,500 における特別号 二
  〇一四年 三月È¢{D«J-5+-Y 5mm´§bÐÕw 0.5s/rot´Û¡ 200mA ‌検診学会誌CT

1-2-2AEC
AEC
1-2-2
CT-AECは位置決め画像から適正線量を導き、設定した画像
SD となるよう管電流が自動的
CT-AECEº!«J$Ö¸Ø(qËl«JSD &# ´Û¡ ¿SD を規格化し、下記式（2）より normalized image SD としてスライスごとに計測した。

に制御される［12］。そのため寝台高さの不正確さに由来する位置決め画像の拡大・縮小による[12]!m[à?°ª&Eº!«Ji:¹r
U¯R~'&［13］
影響が問題視されている。[13]
SCENARIAに搭載されたAEC 機構である
Intelli EC ではこの#&{ÝaßÅ' &SCENARIAÒ'
AEC &Intelli EC

位置決め画像の拡大・縮小を補正し適正線量を出力する特徴を有する。この補正効果をアルEº!«Ji:¹r(ÂÖ¸Ø(OS&¥(&Â
ダーソン phantom を用いて検証し、既存装置との比較を行った。撮影条件は管電圧 120 kV、T(*71;/9 phantom (© ÍjÁºÑ(À{D´
スライス厚 5 mm、BP 0.8 付近、FOV 350 mm、管球回転速度 0.5 s/rot とした。寝台位置をÛc 120kV-5+-Y 5mmBP 0.8 BÓFOV 350mm´§bÐÕw 0.5s/rot − 5cm・− 2 cm・0 cm（中心位置）
・＋ 2cm・＋ 5 cm とし、slice position ごとに出力された
m[Eº(5cm:2cm:0cmá@Eºâ:+2cm:+5cm slice position OS
管電流を計測した。
'´Û¡(È¢

1-3 LSCT phantom を用いた撮影線量・処理強度の検討
1-3 LSCT phantom (© {¸Ø:N¨zwÉ
肺がん CT 検診では 5mm 以上の結節影、10 mm 以上のスリガラス状病変を検出対象とし ¼ ) ［CTÌ 5mm C=·µ{10mm C=-6,5-¦­h(OnÏている 14］。方法 2 で決定した撮影条件を基に京都科学社製 LSCT phantom［15］内に封入され
[14]
 た
&4 mm

2 CT
l{D(gA×²k±ÃLSCT
phantom[15]LoK'径・Δ
値 270HU および 8 mm 径・Δ CT 値 100 HUの模擬腫瘤を対象に撮影線量 4mm|:CT I 270HU # 8mmI、100HUの検討を行った。撮影条件は管電流120 kV|:CT、焦点 smallBP 0.83½®(nÏ{¸、スライス厚 5 mm、FOVØÉ(À{D´Û¡
120kV¤£ smallBP 0.83-5+-Y
5mm
350 mm、管球回転速度 0.35 s とし、比較条件として再構成関数
F31 使用時の CT-AEC
設
FOV´§bÐÕw
0.35s ÑDM
Ù F31 G© CT-AEC
定350mmSD を 10 〜
50、IPA の処理強度を
ORG、Lv1 〜 Lv7 とした。視覚評価は放射線科医
4 名・

Ël放射線技師
SD ( 10æ50IPA
ORGLv1æLv7 ÅÆÎHp¸²W 4
6 名で行い、N¨zw(
IPA はノイズを除去する機構であることを考慮し、通常線量である
AEC-SD10 での撮影画像と同等の画像となる低線量撮影条件を検討した。
_:p¸t
6 _À IPA 3+.(ÚZ&&(»Ôv¸Ø
ここで、逐次近似応用再構成法はノイズに埋もれた信号の復元が目的であるため、低線量&
AEC-SD10 {«J^³«J&F¸Ø{D(É
化により失われた情報を復元することは不可能である。実験前段階として腫瘤信号が維持さ
逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築れる最低限の線量を把握する必要があり、各撮影条件によって得られた ORG 画像を平均加算法によりノイズを除去することで腫瘤信号の有無を確認した。これにより、ノイズにより視認性の低下した SD44 であっても腫瘤信号は維持されており、低線量化により生じたノイズに埋もれた状態であることを確認した。

1-3-1 撮影線量の検討
ノイズ除去効果が最大となる IPA Lv7 を使用し、AEC-SD10 での撮影時と同等の画像となる低線量撮影条件を検討した。CT-AEC 設定 SD を 10 〜 50 とし、得られた画像に対し IPA

Lv7 処理を加え視覚評価を行った。

1-3-2 処理強度の検討
決定した低線量撮影条件において至的処理強度の検討を行った。AEC 設定 SD を 30 とし、得られた画像に対し IPA Lv1・Lv3・Lv5・Lv7 を加え視覚評価を行った。

1-3-3 再現性と腫瘤信号の変化
低線量下ではその X 線出力のゆらぎやランダムに発生するノイズにより再現性が問題となることがある。決定した撮影条件にて LSCT phantom を 10 回撮影し、得られる画像に差がない― 179 ―

‌検診学会誌

CT

1-3-1 sg©z¡ 2,/«MKyv]( IPA Lv7 +@AEC-SD10 sguRC(?©sgx<+z¡CT-AEC ¢` SD + 10¸50 h&)Cb IPA
ことを確認した。加えて各画像に処理強度の異なる IPA を加え加算平均を行い対象の腫瘤に

Lv7 F+J

£A+

おける profile を取得した。

1-3-2 Ffez¡

特別号 二
  〇一四年 三月

 ~`?©sgx<Ffez¡+
AEC ¢` SD + 30 
2．結 果
2-1 Intelli IP の基礎特性h&)Cb
IPA Lv17Lv37Lv57Lv7 +J

£A+

2-1-1
ノイズ特性
1-3-3
ElBP\LSD について、IPA では各処理強度におけるノイズ低減率が一定となり、その変化率は Lv ご ?©9 X GI$&#5604(2,/%'ElT¯

とに約 8％であった（Fig. 2a）。NPS について、IPA 処理強度の増加に伴い中〜高周波領域で((~`sgx< LSCT phantom + 10 Usgh&)(CNPS が顕著に低下した。ただし、グラフ始点において各処理強度の NPS はほぼ重なり、実際

c+¤JQCFfe( IPA +JJdV+bに線量を増加したような下方へのシフトはみられない（Fig. 2b）。

( profile +Nh¥

2-1-2 解像特性

Profiley¶ イ）
F85 において、ノイズ量2-1 Intelli
IP Yl（SD）を同等としても低線量下では 1.0 mm 以下の櫛を表現できない。この画像に対し、逐次処理によるノイズ低減を行っても解像度の改善はみられない。ま2-1-1 2,/l

た、ノイズ低減量の増加によりすべての櫛において信号の振幅が低下、コントラストが低下し SD IPA QFfe(2,/?8`'\L

ている。評価対象にもよるが、線量低下とともに画質は劣化する結果となった（Fig. 3a）。こ

Lv れに対し、
 8³´Fig.2aµNPS IPA Ffe[J=;¸²S
F65 では元画像のエッジが強調されており、その限界解像度も高いため
0.8 mm の®X
NPS °?9-53_QFfe
NPS
櫛においてもProfile の振幅低下は軽度であり、解像度が担保される傾向を示した（Fig. 3b）。 
¨'a­©+[J%9t.31

&)´Fig.2bµ

different levels of IPA processing.
2-1-2 k=]P
%xProfile
F85 -%*swSDx$Ee
逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築



`=K

6gs4 1.0mm 54V$j^qW@_"-%*6[$ik=NSH

-%*6[sIA!

#V:DRM64'0,.),64 "l8Kn"gs64`oBC "fU
（a）
（b）
 a·b
wFig.3ax #K F65 >`=&+(Om #! tak=Nv
Fig. 2 （a）SD change by different levels of IPA processing、（b）NPS change by the different

0.8mm
V
Profile levels
RM64pN!k=NQ9
Fig.2
´aµSDchangeby differentof IPA processing´bµNPS #"<F
change by thelevelsof IPA
processing$dwFig.3bx

（a）

（b）
ayb
Fig. 3 CT number profiles of ORG image and Lower dose image with IPA（SD10）
、
（a）
F85、
（b）
F65
Fig.3 CT number profiles of ORG image and Lower dose image with IPA wSD10x
wax

F85wbxF65/xCTF― 180 ―

‌検診学会誌

C
T

ロ）CTF

F85・F65 ともに異なる線量下においても ORG の CTF がほぼ一致していることから測定法の信頼性は高い。F85 において、同一の SD では IPA Lv の増加により、また同一の IPA Lv で

特別号 二
  〇一四年 三月

あれば元画像のノイズ量により CTF が低下した（Fig. 4）。F85 に比べ全体的に CTF が高値となる F65 においてもこの傾向を示すものの、SD10 の IPA Lv1 では一部周波数帯で ORG 以上の CTF となっている（Fig. 5）。

2-2 撮影パラメータの最適化
2-2-1 BPイ）体軸方向の解像特性の変化
すべての周波数帯で各 BP における MTF はほぼ同等となった（Fig. 6）
。

a0b
Fig.4

CTF change by IPA with F85, .a/SD14, .b/SD10

a0b
（b）

（a）

逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築

a0b
Fig.5 CTF change by IPA with F65.a/SD14b/SD10

2-2 $"

2-2-1 BP'-（a）/,&
a0bFig. 4CTF
CTF
changeby
by IPA
IPA with
F85、
（a）
SD14、
（b）SD10Fig.4
changewith
F85,.a/SD14,.b/SD10
Fig.4 CTF change by IPA with F85, .a/SD14, .b/SD10

+)#

(%!

 BP

（b）



Fig. 5 CTF change by IPA with F65、（a）SD14、b）SD10

Fig.5
CTF
change by IPA
with F65.a/SD14b/SD10

MTF
*
.Fig.6/
Fig.5 CTF change by IPA with F65.a/SD14b/SD10

2-2 $" '-
2-2 $" '-
2-2-1 BP
2-2-1 BP
/,& +)#/,& +)# (%!  BP  MTF * (%!  BP  MTF *

.Fig.6/.Fig.6/

Fig. 6 Change of image characteristics in Z-direction by BP

Fig.6 Change of image characteristics in Z-direction by BP― 181 ―a0b
a0b

‌検診学会誌

CTロ）再構成データ利用領域の変化

CORE 法では BP0.58 は 360°以上の帯が計測され full scan となり、BP0.83 以上では 360°以
下の half scan となった（Fig. 7）。

特別号 二
  〇一四年 三月ハ）スライス面内の均一性の変化'j5NL"*!7VgAC;
CORE 法では画像サンプリングの疎となる
half scan であっても画像辺縁におけるスライス
CORE
S BP0.58  360.,I`U
 full scan BP0.83 .,ごとの SD 変動は認められず full scan と同等にスライス面内の画像均一性が高い（Fig. 8）。
360.- half scan  iFig.7j'j5NL"*!7VgAC;
2-2-2 AEC
CORE S BP0.58  360.,I`U  full scan BP0.83 .,Fig. 9a は Intelli EC、Fig. 9b は補正機構のない AEC で出力された各寝台高における slice
360.- half scan  iFig.7jFig.7 Change of reconstruction range by BP#j%

e4@+KC;

CORE SW3($&(X half scan W3b\ %
Fig.7
of reconstruction
BP
Fig.Change
7 Changeof reconstructionrange
range by BP SD C:a full scan ?Y % e4W3@+KhiFig.8j
#j % e4@+KC;
CORE SW3($&(X half scan W3b\ SD C:afull scan ?Y%

逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築

（a）

%

e4W3@+KhiFig.8j

（b）

akb

Fig. 8 Change of uniformity in slice place by CORE method、（a）full scan、（b）half scan

iajfull scan
ibjhalf scan
Fig.8 Change of uniformity in slice place by CORE method
2-2-2 AEC

akb
Fig.9a IntellECFig.9b
_PON
68
 scan>F=h
Changeof uniformity
in sliceplace by COREAEC
methodiajfullibjhalf scan slice
Fig.8
position
AEC ZdT2Intelli EC /^R3MD)]HJf<
2-2-2

+E[c68
G
_PON
/^R3MD)]HQ1
Fig.9a  Intell EC
Fig.9b _PONAECAEC68
 >F=h slice
68[cB9)0 EC /^R3MD)]HJf<position
ZdT2Intelli+E[c68G

68[cB9)0-

_PON AEC /^R3MD)]HQ1



（a）

（b）
aib

Fig. 9 mA change of CT-AEC by different table heights、（a）Intelli EC、b）other CT system

Fig.9 mA change of CT-AEC by different table heightsgahIntelliECbh other CT
system― 182 ―

‌検診学会誌

2-3 LSCT phantom #RGEYeL`

特別号 二  〇一四年 三月CTVgFig.10hH8[C]Td

position ごとの管電流値である。Intelli EC では、位置決め像の拡大・縮小の影響を受けず一
2-3-1 GEYeL`

定線量が出力されるのに対し、補正機構のない AEC では位置決め像の拡大・縮小に比例し出 CT-AEC aA SD10j50 GE#^S9B
力線量が増加・低下している。

IPA Lv7 :P#<S9#FX!Ye295mm GEJ CTDIvolDLP !IPA #R!

2-3 LSCT
phantom]TMc'-)#76Ye>
を用いた撮影線量の検討
2-3-1 撮影線量の検討.12(%2,0$(.=KU6N

Q

/&+*"!SD30 "]TDO4"

CT-AEC 設定 SD10 〜 50 で撮影を行った画像に対し IPA Lv7 処理を加えた画像を抜粋し示ORG SD10 @WS9!

"]T5Z3A;If]TDす（Fig. 10）。数値は肺尖腫瘤部における線量、295 mm 撮影時の CTDI vol、DLP である。

O4"! SD40 "_b?\

"

（a）

逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築

（b）

a

b
Fig. 10 reduced
Dose reduced
imageby
by IPA
IPA Lv7、（a）mass 4 mm・Δ270
HU、（b）mass 8 mm・Δ100
HU
Fig.10 Dose
image
Lv7
TaUmass
4mm/270HU
TbUmass
8mm/

100HU
2-3-2 3G>=CM― 183 ―

a

‌検診学会誌CTb
IPA を用いることにより腫瘤構造のエッジを保ちつつ、低線量化により生じたノイズやスト
リークアーチファクトが効果的に低減されている。SD30 であれば腫瘤形状の乱れもなく ORG

Fig.10 Dose reduced image by IPA Lv7
TaUmass 4mm/270HU
TbUmass 8mm/
SD10 と同等の画像であるとされた。腫瘤位置が一定のため判断は難しいが、腫瘤形状は乱れ

特別号 二
  〇一四年 三月

100HU
るものの SD40 までであれば視認は可能とされた。

2-3-2 3G>=CM

2-3-N;
2 処理強度の検討
 CT-AEC
SD30 A@

IPA Lv1/Lv3/Lv5/Lv7 4

H2J TFig.11U

CT-AEC 設 定 SD30 で撮 影し、IPA Lv1・Lv3・Lv5・Lv7 を加えた画 像を示す（Fig. 11）。

IPA 3G>=748

*"&%).0#!0'+#)1F

IPA 処理強度の増加につれ、より多くのノイズやストリークアーチファクトが低減されている。



KQR6OE3G
 5S LIDP,$(#%'肺野領域においては逐次処理でしばしば問題とされる腫瘤構造のボケや、テクスチャのみだ-<OE3G>=B9 Lv7 :?（a）

逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築

（b）

a

b
Fig. 11 Image of different levels of IPA in CT-AEC SD30、（a）mass 4 mm・Δ 270 HU、（b）

Fig.11 mass
Imageof different_a`mass 4mm(270HU
8 mm・Δ
100 HU levels of IPA in CT-AEC SD30
_b`mass 8mm(100HU
2-3-3 2QHXT.6;5― 184 ―

‌検診学会誌

C
T

れは少ない。よって逐次処理強度は最大の Lv7 を妥当とした。

2-3-3 再現性と腫瘤信号の変化

特別号 二
  〇一四年 三月

決定した撮影条件にて LSCT phantom を 10 回撮影し、得られる画像に差がないことを確認した。また、対象腫瘤の profile より SD30 設定のノイズ量、腫瘤 4 mm 径・Δ CT 値 270HU、腫瘤 8 mm 径・Δ CT 値 100 HU の対象においては IPA 処理強度の増加に伴う若干の信号鈍化
はあるものの Lv7 においても信号形状は担保されていた（Fig. 12）。

3．考 察
3-1 Intelli IP の基礎特性
ノイズ特性について、IPA でのノイズ（SD）低減率は処理強度ごとに 8％で一定となった。
よって同じ Lv の IPA であっても元画像のノイズ量が多ければ多いほど処理量（ノイズ低減量）
は多くなり、画質の変化も増加することが予想される。また、各処理強度における NPS の空間周波数特性は異なり、実際に線量を増加した変化とは異なり、主に高周波ノイズの低減が行われることから、単にノイズ量（SD）のみを IPA の指標にすることは適さない。
解像特性について、一般的に CT 装置の空間分解能評価にはワイヤー法［9］が用いられてきた。IPA においてもワイヤー法を用いた MTF は ORG と比較し、各周波数帯で一致したとす
る報告もされている［8］。しかし、この結果はコントラストがかなり高く、画像ノイズが測定値aに影響を与えない環境下で得られたものであり、低線量肺がん検診 CT 環境下における解像

特性の変化を十分に示しているとは限らない。今回検討を行った 120 HU 差のコントラスト物

質の場合、線量低下時 IPA を用いると腹部関数で解像度は劣化し、肺野関数においてもコンb
トラストは低下する傾向となった。おおまかに IPA は投影空間の繰り返し計算によりノイズを除去し、画像空間にてエッジ回復を行うものと推測できる。エッジ成分はORG 画像より抽出
Fig.11 Imageof different levels of IPA in CT-AEC SD30_a`mass
4mm(270HU
され、IPA Lv に依存せず常に一定量のエッジを回復しているのに対し、ノイズ除去効果によ_b`mass 8mm(100HU

る画像のボケは元画像のノイズ量や IPA Lv により増加する。このため、元画像のエッジ成分

2-3-3 2QHXT.6;5の弱い F85 ではある程度のエッジ回復効果はみられるが、ノイズ除去によるボケの影響が強い。逆に、F65 では元画像のエッジが強調されており、抽出・回復されるエッジ成分が強く、L=JEK*LSCT phantom $ 10 8JEG #"S0@ $

逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築

条件によっては ORG 以上のコントラストとなったと考えている。肺がん CT 検診の検出対象

U[?\XT profile ! SD30 Z='%&]XT 4mm F(CT /は胸部関数にて 5 mm 以上の結節影、10 mm 以上のスリガラス状病変であり、アクリルチャー

270HUXT
8mm
F(CT
100HU ?\ IPA 3RCB:4+YA
ト部 1.6mm の櫛に比べCT/値差は高く、径も大きい。検討を行った線量であれば若干のコン
.6^5" Lv7 .6DOI-#_Fig.12`

（b）
abb

（a）

Fig. 12 Profile change in mass by different levels of IPA in CT-AEC SD30、（a）mass 4 mm・Δ 270 HU、（b）massin
8 mm・Δ100
Fig. 12 Profilechangemass byHU
different levels of IPA in CT-AEC SD30_a`mass

4mm(270HU_b`mass 8mm(100HU― 185 ―

‌検診学会誌

C
T

トラスト低下は予想されるが IPA Lv7 であっても十分使用可能であることが予想される。

3-2 撮影パラメータの最適化

特別号 二
  〇一四年 三月

CORE 法では BP 0.58 は full scan となり、BP 0.83 以上では half scan となった。この方法により得られた帯の計測角度と管球回転速度の積は金属球により実測で求めた時間分解能［9］と高い相関を示し、実験方法の妥当性は高いものと考える。参考までに計測した時間分解能は
管球回転速度 0.35 s/rot において BP 0.58 で 354 ms、BP 0.83 で 179 ms である。CORE 法では、再構成利用領域によらずスライス面内の均一性が高いため、高画質の画像が高時間分解能で得られることがわかる。このため、心拍によるモーションアーチファクトのでやすい胸部領域
では時間分解能の優れる half scan での撮影を推奨する。よって肺がん CT 検診における BP は0.83 とした。再構成利用領域の違いによる臨床画像の差を示す（Fig. 13）。Full scan では心拍によるモーションアーチファクトが顕著であり、大動脈周囲が二重に抽出されている。これに伴い抽出対象である肺野病変・気管支にもボケ・歪みといった影響が表れ病変を正しく評価することが困難といえる。Half scan では時間分解能の高さからモーションアーチファクト
はなく、静止した画像となっている。
また、再構成利用領域による画質の変化はメーカー間で大きく異なる。Fig. 14 に他メーカーの装置で測定した normalized image SD を示す。half scan となることで画像周辺に回転性のモアレが目立ち、著しく画像均一性を低下させている。このことからも撮影条件を構築する

a°b

Fig.13 Chest image by the difference of reconstruction range®a¯half scan®b¯fullscanIvhL¬Y#&ZQ15,5§[&Fig.14 915

逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築,5}] normalized image SD )half scan &
g2*3（a）FW6g)>8&FUV

$"ocs;)（b）
a°b

Fig. 13 Chest image by the difference of reconstruction range、（a）half scan、（b）fullv&@E~ginf«&
Fig.13 Chest image by the difference of reconstruction range®a¯half scan®b¯fullscanIvhL¬Y#&ZQ15,5§[&Fig.14 915,5}] normalized image SD )half scan &
g2*3

FW6g)>8&FUV

$"ocs;)v&@E~ginf«&（b）a°b（a）Fig. 14 Change of uniformity in slice place by the reconstruction method by other CT system、

full scan、（b）half scan
Changeof uniformity
in slice place by the reconstruction method by other CT
Fig.14（a）

system®a¯full scan®b¯half scan
― 186 ―

AEC u#%Intelli EC ^S­#&=z!Fm[4_A\£y‌検診学会誌CT

うえで使用者側の装置特性の把握は必須といえる。

AEC の検討より、Intelli EC では寝台高による位置決め像の拡大・縮小に依存せず適正な管電流が出力されていた。AEC 出力制御に寝台高の補正が組み込まれ、これが適正に機能し特別号 二
  〇一四年 三月ていることがわかる。胸部領域での被ばく低減に CT-AEC は有用であり［16］、前項より逐次近似型ノイズ低減処理においては元画像の SD が解像特性にも影響を及ぼすことから、一定の抽出能を担保するためには肺野全体のベースとなる画像 SD を一定に保つ必要があり、Intelli

EC の利用は必須と考える。また、付加価値として日常的に起こり得る数 cm 程度の寝台高さによる出力誤差も抑えられるため検査ごとの再現性の向上につながると考える。

3-3 LSCT phantom を用いた撮影線量の検討
逐次近似型ノイズ低減処理では検出対象のコントラスト・径、元画像のノイズ量・再構
成条件等により得られる結果がアダプティブに変化する。このため、実際の検査を模擬した
視覚評価による検討は不可欠となる。また、再構成法の特徴として低カウント領域での信号雑音比（S/N 比）に優れる Maximum-Likelihood-Expectation-Maximization 法とは異なり、

FBP の計算過程においてもっともらしくノイズを除去するソフトであることから、低線量撮影
条件構築の第一段階として通常線量で撮影されたノイズの少ない画像と同等とみなせる低線量画像について検討を進めた。この結果、IPA を用いれば SD30 で撮影した画像を SD10 で撮影した ORG 画像と同等の画像と扱うことが可能であった。一般的な臨床画像において撮影線量の低下は画質の低下を意味するが、検出対象の定まった肺がん検診においては IPA を用いることで投影空間の点状ノイズ、すなわち画像空間におけるストリーク状アーチファクトを効
果的に除去し、検出対象の画像エッジはほぼ担保されたためと考える。ただし、解像特性の結果からもわかるように、これはあくまで画像エッジの強調された肺野条件にて高コントラス
ト物質を対象とした結果であり、低コントラストの存在する縦隔条件の画像では SD30 の画像
を SD10 で撮影した ORG 画像と同等の画像とすることは難しい。

4．結 語
今回、日立 メディコ社製 SCENARIA を用いた低線量肺がん CT 検診撮影プロトコルの構
逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築築を行った。各検討より以下の撮影条件を推奨する。管電圧 120 kV、再構成関数 31 使用時

AEC-SD30、小焦点、BP 0.83、管球回転速度 0.35 秒、コリメーション 0.625 mm × 64 列、縦隔画像 _Lv3・肺野画像 _Lv7、再構成時間 6.6 秒（60 枚）。この撮影条件で LSCT ファント
ムを 295 mm 撮影した際の CTDI vol、DLP はそれぞれ 1.5 mGy、52.4 mGy・cm となり、CT-

Expo V2.1 ICRP 103 を用いて換算した被ばく線量は男性 0.8 mSv、女性 1.3 mSv となった。
逐次近似を応用した再構成法 Intelli IP は低線量下の画質改善に有効な方法であり、LSCT論文における撮影条件以下の低線量撮影を可能とした。その一方、画質はさまざまなファク
ターによりアダプティブな変化を示すため、装置特性・検査対象を考慮しプロトコルへ組み込まなければならない。今回の検討は、あらためて必要な線量を再考するよい機会となった。
この報告が低線量化を進める他施設において検討の一助となれば幸いである。
参考文献［1］ National Lung Screening Trial Research Team, Aberle DR, Adams AM, et al: Reduced lungcancer mortality with low-dose computed tomographic screening. N. Engl. J. Med 2011; 365:
395-409［2］ Hara AK, Paden RG, Silva AC, et al.: Iterative reconstruction technique for reducing bodyradiation dose at CT. feasibility study. AJR Am J Roentgenol 2009; 193（3）: 764-771［3］ 高田忠徳 , 市川勝弘 , 林弘之 , ほか : 逐次近似再構成法を応用した新しい画像再構成法に対する画質評価 . 日放技学誌 2012; 68（4）: 404-412― 187 ―

‌検診学会誌CT

特別号 二  〇一四年 三月［4］ 山﨑暁夫 , 永澤直樹 : CT における逐次近似再構成法の基礎検討と臨床応用 . 日放技学誌 2012;
68（6）: 767-774［5］ 後藤大雅 : CT における統計的 逐次近似処理を用いたノイズ低減 . 日放技学 画像通信 2012; 35（1）: 43-52［6］ 石原敏裕 : CT の最新動向 CT の最新技術動向− 被ばく低減技術を中心に . INNERVISION
2013; 28（2）: 23-27［7］ 西丸英治 : CT 画像における空間フィルタの基本知識 . INNERVISION 2008; 23（11）: 5-9［8］ 後藤大雅 , 高橋悠 , 廣川浩一 : 逐次近似法を用いた CT 用ノイズ低減処理の高性能化 . MEDIX
2012; 56: 43-46［9］ 市川勝弘 , 村松禎久編 : 標準 X 線 CT 画像計測 . オーム社
［10］瓜倉厚志 , 市川勝弘 , 原孝則 , ほか : 逐次近似再構成法の物理評価 . INNERVISION 2012; 27（11）: 34-38［11］Taiga Goto, Koich Hirokawa, Osamu Miyazaki: Weighted-Feldkamp Algorithm with Selective
Narrowest Angle Data for Cone Beam CT. The Eighth International Meeting on Fully Threedimensional Image Reconstruction in Radiology and Nuclear Medicine 2005: 189-192［12］村松禎久 , 池田秀 , 大沢一彰 , ほか : 日本放射線技術学会学術調査班「CT-AEC における性能評
価」最終報告書 . 日放技学誌 2007; 63（5）: 534-545［13］梁川範幸 : 標準化における CT 用自動露出機構（CT-AEC）の活用法 . X 線 CT における標準化2010. 社団法人日本放射線技術学会 , 24-25［14］加藤治文 , 江口研二 :「肺癌取扱い規約」の一部改訂（案）について 低線量 CT による肺癌検診の手びき（合同委員会原案）. 肺癌 2003; 43（3）: 225-235［15］Muramatsu Y, Tsuda Y, Nakamura Y, et-al.: 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 May-Jun; 27（3）: 364-74［16］五味志穂 , 中村義正 , 村松禎久 : 低線量 CT 肺がん検診の現状 . 日放技学誌 2005; 61（6）: 874880

Development of the low-dose scan protocol for
CT lung cancer screening
by the iterative noise reduction technique
Youhei Ohshio ＊ 1, Shota Nakano ＊ 1, Masayuki Iwasaki ＊ 1, Minoru Horii ＊ 1
Yukuo Morohoshi ＊ 1, Tomohiko Horie ＊ 1, Fumio Kawamata ＊ 1, Kazunobu Hashida ＊ 2
Tomohiro Matsumoto ＊ 2, Jun Endo ＊ 2, Terumitsu Hasebe ＊ 2
逐次近似型ノイズ低減処理を用いた低線量肺がんCT 検診撮影プロトコルの構築＊1＊2

Department of Radiological Technology, Tokai University Hachioji Hospital
Department of Radiology, Tokai University School of Medicine（Hachioji）

Abstract
The purpose of this study was to introduce the development of low-dose scan protocol
for CT lung cancer screening by the iterative noise reduction technique. All scans were
performed by 64 ch multi-slice CT, SCENARIA with Intelli IP（Hitachi Medical Corporation）. Basic characteristics of Intelli IP, system characteristics, and dose level have been
evaluated, and the low-dose scan protocol were defined to achieve the same level of detectability as the normal dose scanning for designated objects as follows: 120 kV, AEC-SD30（Filter 31）, Small focal spot, Beam pitch 0.83, Rotation speed 0.35sec/rot, 0.625 mm x 64 ch
collimation, Intelli IP Lv3（Mediastinum）/Lv7（Lung）, Reconstruction time 6.6 seconds（60images）. CTDIvol and DLP with LSCT phantom（scan range 295 mm）were 1.5 mGy and52.4 mGy・cm respectively, and the dose level was 0.8 mSv for male and 1.3 mSv for female（CT-Expo V2.1 ICRP103）.
Key words: low-dose CT, iterative reconstruction, scan condition, SCENARIA, intelli IP
The Journal of the Japanese Society of CT Screening 2014; 20: 176-188― 188 ―

‌検診学会誌CT

特集

低線量 CT 検診における IR（Iterative
Reconstruction：逐次近似）技術の応用

特別号 二  〇一四年 三月

宇内大祐、砂塚【目

亘、松迫正樹的】 完全逐次近似再構成法である Veo の特性を解析し、その装置特性をふまえた低線量肺がん CT 検診の至適撮影条件の検討を行う。
【方法】 Veo の基礎特性の検討と LSCT ファントムを用いた視覚評価を行った。

【結果】 Veo を用いることでノイズ低減が可能であり、低線量肺がん CT 検診において求められる基準内での至適撮影条件が示された。
【考察】 Veo は低線量であるほどノイズ低減効果が大きいが、同一 SD でも画像のテクスチャには差がある。PF や設定 SD の決定には、被ばく低減率だけでなく画質を含めた総合的な検討が必要である。
【結語】 Veo を用いることによって低線量での撮影が可能となるが、その独特な質感の画像や長い再構成時間等などの装置特性を考慮したうえでの検討が必要である。
キーワード： 低線量 CT、肺がん CT 検診、逐次近似再構成法

J Thorac CT Screen 2014; 20: 189 -194

はじめに
近年の医療現場において、CT は必要不可欠な画像診断装置となっている。CT 装置は X 線
管球容量の増大や撮影時間の短縮、画像演算速度の向上など日々進化を続けているが、その反面、CT による医療被ばくが問題となっている。最近では、さらなる低線量撮影を可能とす
る逐次近似再構成（Iterative Reconstruction：IR）法、または IR を応用した再構成法が開発され、普及しつつある。画像診断において、IR 法を使用すると従来の Filtered Back Projec低線量CT 検診におけるIR︵

tion（FBP）法と比較して画像ノイズを低減することができ、画質を低下させることなく線量の低減をすることができる。そのなかで完全逐次近似再構成法（Model-Based Iterative Re-

construction：MBIR）である「Veo」はノイズモデル、システムモデルを考慮し、CT システム上で起こっている物理現象を数学的にモデル化（数値化）し、逐次近似再構成演算のプロセ
スに組み込んだ再構成方法である。従来の FBP 法や逐次近似応用再構成法である「ASiR」に比べ、さらなる画像ノイズ低減、被ばく低減が実現可能となった。一方で Veo には再構成関
数がないことや再構成時間が長いといったさまざまな特徴が存在する。
本研究の目的は，完全逐次近似再構成法である Veo の特性を解析し、その装置特性をふまえた低線量肺がん CT 検診の至適撮影条件の検討を行うことである。

1．方 法
1-1 使用機器およびファントム
X 線 CT 装置は Discovery CT750 HD（GE ヘルスケアジャパン社製）を使用した。

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逐次近似︶技術の応用

ファントムは CT 評価用ファントム Catphan CTP 600（Phantom laboratory 社製）を使用した。

聖路加国際メディカルセンター
聖路加メディローカス
― 189 ―

‌検診学会誌

CT

1-2 Veo の基礎特性評価
1-2-1 ノイズ特性
CT 評価用ファントム Catphan CTP 600（Phantom laboratory 社製）均一モジュールを用い

特別号 二
  〇一四年 三月て、SD 値にて画像ノイズを評価した。撮影管電圧を 120 kV とし、管電流を 10 〜 400 mA まで変化させ、FBP、ASiR（30 〜 100％）、Veo の各再構成法において、ファントムの中心部およびその周辺の上下左右へ 2/1 離れた 4 点の計 5 点の ROI を測定し、それらを平均して標準偏差（SD）を求めた。また、CT-AEC を用いて設定 SD 値 10 で撮影を行い、同一 SD 値でのFBP 法、ASiR（50％）
、Veo の各再構成法におけるテクスチャの比較を行った。

1-2-2 エッジ特性
CT 評価用ファントム Catphan CTP 600 高コントラストモジュールを用いて、Edge Profile
Response からエッジ特性を評価した。撮影条件は 120 kV、600 mA、0.5 s で、Veo で再構成を行い Edge Profile Response を求めた。

1-3 LSCT ファントムを用いた視覚評価
両肺野の各部位（肺尖、気管分岐、肺底）に模擬肺と模擬腫瘤（球体）が封入されている

LSCT ファントムを用いて、視覚評価を行った。模擬肺の設計上の CT 値は− 900 HU であり、模擬腫瘤のコントラスト（ΔCT）はバックグラウンドとなる模擬肺に対し、ΔCT ＝ 100HU（右）と 270 HU（左）の 2 種類である。サイズはΔCT ＝ 100 HU が直径 4 〜 12 mm φ（2 mmstep）、ΔCT ＝ 270 HU が直径 2 〜 10 mm φ（2 mm step）の 5 段階である（Fig. 1）。
肺がん CT 検診では 5mm の結節影と 10 mm の GGO を最低限認識しなければならないた
め、ΔCT ＝ 270 HU：4 mm、ΔCT ＝ 100 HU：8 mm がみえる最低限の撮影条件について、放射線科専門医 1 名と診療放射線技師 2 名で視覚評価を行い検討した。
撮影条件として、Veo では再構成関数・フィルタ・IR の強度については設定できないため、
管電圧・設定 SD 値・ピッチファクタ（PF）を変化させて検討を行った。管電圧は 120、100 kV、
設定 SD 値は、スライス厚 2.5 mm に対して 8、11、16、24、36、45、50、60、70、PF は 0.516、

0.984、1.375 とした（Table 1）。また、Veo を用いた再構成では、出力できる画像スライス厚が
低線量CT 検診におけるIR︵
逐次近似︶技術の応用

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Fig. 1 LSCT ファントム内の模擬腫瘤

"!$*(-,Table 1 LSCT ファントム撮影条件および再構成条件
管電圧

設定 SD

Rotation time

ピッチファクタ

スライス厚

120
100

8/11/16/24/36/45/50/60/70
10 mA 一定

0.4

0.516
0.984
1.375

5.0

― 190 ―

‌検診学会誌

CT

0.625 mm のみのため、MPR 画像再構成を行い画像スライス厚 5.0 mm にて検討を行った。

2．結 果

特別号 二
  〇一四年 三月

2-1 Veo の基礎特性評価
2-1-1 ノイズ特性
FBP 法と IR 法の画像ノイズを Fig. 2 に示す。管電流を横軸に、FBP、各 IR 強度におけるASiR および Veo で再構成した画像 SD 値を縦軸に示した。IR 法を用いた再構成法ではその強度に応じてノイズが低減しており、Veo は逐次近似応用再構成法である ASiR に比べて、低線量であるほどその効果が大きかった。また、FBP、ASiR 50 ％、Veo で同一 SD 値を得るために必要な線量は FBP を 100 とすると ASiR 50％は 40、Veo は 6 であった。しかし、同一 SD 値であっても、各画像のテクスチャには差異がみられた。

2-1-2 エッジ特性

Edge Profile Response
を Fig. 3 に示す。
CT 値差 900 程度の境界領域において、Veo を用

"!$*(-,



"!$*(-,

管電流［mA］

低線量CT 検診におけるIR︵

Fig. 2 各再構成法における SD 値&%)'+#&%)'+ #




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逐次近似︶技術の応用  
Fig. 3 Edge
Profile Response

― 191 ―



‌検診学会誌

CT

いたときは FBP、ASiR（50％）と比較して最も矩形に近い波形となった。

2-2 LSCT ファントムを用いた視覚評価

特別号 二
  〇一四年 三月

視覚評価の結果を Table 2 に示す。

2-2-1 管電圧 120 kV における視覚評価
管電圧 120 kV において、GGO を想定したΔCT ＝ 100 HU の模擬腫瘤は、PF0.516 ではすべての設定 SD において 8 mm φを視認することができた。PF0.984、1.375 においては管電流

10 mA 一定のときに 8 mm φが視認不可となった。視認不可となった部位はどちらも肺尖であった。
結 節を想 定したΔCT ＝ 270 HU の模 擬 腫 瘤は、PF0.516 ではすべての設 定 SD において4 mm φを視認することができた。しかし、PF1.375 ではすべての設定 SD において、肺尖・気管分岐部・肺底の全部位で 4 mm φが視認不可となった（Table 2.1）
。これらの結果を総合
し、120 kV におけるΔCT ＝ 100 HU 8 mm φ、ΔCT ＝ 270 HU 4 mm φを視認できる最低条
件は PF 0.516、管電流 10 mA 一定となった。

2-2-2 管電圧 100 kV における視覚評価
管 電 圧 100 kV において、ΔCT ＝ 100 HU の模 擬 腫 瘤は PF 0.516、管 電 流 10 mA 一 定で8 mm φを視認できた。しかし、ΔCT ＝ 270 HU の模擬腫瘤においては、管電圧 120 kV に比Table 2.1 LSCT ファントムを使用した視覚評価（120 kV）

低線量CT 検診におけるIR︵Table
2.2 
LSCT ファントムを使用した視覚評価（100 kV） 

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逐次近似︶技術の応用  
― 192 ―



‌検診学会誌

CT

べて 4 mm φを視認不可の割合が増加した（Table 2.2）
。これらの結果を総合し、100 kV に
おけるΔCT ＝ 100 HU 8 mm φ、ΔCT ＝ 270 HU 4 mm φを視認できる最低条件は PF0.516、
設定 SD60 となった。

特別号 二
  〇一四年 三月

低線量肺がん CT 検診に求められる基準内で最小線量となった撮影条件は、管電圧 120 kV、
管電流 10 mA 一定、PF 0.516 であった。そのときの線量情報は CTDI：0.63［mGy］、DLP：

21.4［mGy・cm］であり、再構成時間は 74 分であった。画像を Fig. 4 に示す。
また、PF を変化させたときの画像を Fig. 5 に示す。PF を大きくするほど、模擬腫瘤だけでなく胸膜辺縁を含む画像全体が不鮮明な印象となった。

3．考 察
3-1 Veo の基礎特性評価
Veo を用いた再構成では FBP、ASiR と比較して、低線量であるほどノイズ低減効果が大き
く、線量が多くなるにつれてその差は小さくなった。しかし、同じ SD 値であっても、空間周波数の違いは表現することができず、画像のテクスチャには差があった。このように、Veo を用いた再構成では物理的画像評価と視覚評価は必ずしも一致しないため、注意が必要である。
また、Veo では 1 ピクセルあたりの精度を求めていく計算手法を繰り返し行うので、FBP や

ASiR と比較して、物質の辺縁部においてボケの発生が少なく、空間分解能に優れていると考察された。

低線量CT 検診におけるIR︵
Fig. 4 120,4(3)
kV、10 mA における各部位の画像 ,4(3)



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逐次近似︶技術の応用 #!

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$3)-+Fig. 5 ピッチファクタによる画像変化

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‌検診学会誌

CT

3-2 LSCT ファントムを用いた視覚評価
今回のファントム実験では、管電圧 120 kV、PF 0.516 であれば装置の最低管電流である

10 mA 一定で、低線量肺がん CT 検診に求められる基準を評価可能という結果であった。し特別号 二
  〇一四年 三月

かし、臨床応用に際しては、心臓の拍動の影響も受けるため、PF の設定は視覚評価の結果とあわせて慎重に検討する必要がある。また、被験者の体格差や肺尖部のアーチファクトなどを考慮し、CT-AEC の使用が望ましいと考えられる。その撮影条件としては、今回の結果より、120 kV、PF 0.516 であれば設定 SD60 が適切な条件として示された。
研究限界として、今回の実験に用いた模擬腫瘤は球形状であったため、スライス位置により描出能が変化することから、正接のスライスと前後 2.5 mm の画像の評価が必要であったと考えられる。

4．結 論
Veo の最大の特徴は低線量での撮影が可能である点だが、線量の低減率にだけとらわれるのではなく、その基礎特性や画像の特徴を理解したうえで撮影条件の設定を行うことが求められる。しかし、画像のテクスチャの違いなどには慣れが必要であり、画像再構成にも時間がかかることから、読影環境や検診全体のフローなどにおいて、放射線科医を含めた施設としての運用検討が必要不可欠である。
参考文献［1］ Masaki Katsura, Izuru Matsuda, Masaaki Akahane et al: Model-based iterative reconstruction
technique for radiation dose reduction in chest CT: comparison with the adaptive statisticaliterative reconstruction technique, Eur Radiol（2012）22: 1613-1623［2］ Angeliki Neroladaki, Diomidis Botsikas, Sana Boudabbous: Computed tomography of thechest with model-based iterative reconstruction using a radiation exposure similar to chest
X-ray examination: preliminary observations. Eur Radiol（2013）23: 360-366［3］ 市川勝弘 , 村松禎久：標準 X 線 CT 画像計測 . 2009［4］ 山﨑暁夫：逐次近似（応用）再構成の基本特性 . 日本放射線技術学会 放射線撮影分科会会誌
60 号（2013）: 19-22

低線量CT 検診におけるIR︵

Low-dose lung cancer CT screening withmodel-based iterative reconstruction
Daisuke Unai, Wataru Sunatsuka, Masaki Matsusako
St. Lukeʼs International Medical Center, St. Lukeʼs MediLocus

Abstract
We have performed optimum conditions in lung cancer screening using low dose CT
by Model-based iterative reconstruction(MBIR). Using MBIR, it is possible to reduce thenoise and artifacts caused in reduction of dose without severely compromising image quality. MBIR shows greater potential for providing diagnostically acceptable low-dose CT images. However, it needs to be examined in consideration of devices properties such as acharacteristic image and the long reconfiguration time.

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逐次近似︶技術の応用

Key words: low dose CT, lung cancer screening, MBIR
The Journal of the Japanese Society of CT Screening 2014; 20: 189-194― 194 ―

‌検診学会誌

CT

専 門 部 会部会長と連絡先特別号 二
  〇一四年 三月

部会名部会長と連絡先柿沼 龍太郎

肺癌診断基準部会

国立がん研究センター がん予防・検診研究センター〒 104-0045 東京都中央区築地 5-1-1

Tel: 03-3542-2511 Fax: 03-3547-5304
e-mail:

村松 禎久

技術部会

国立がん研究センター東病院放射線部〒 277-8577 千葉県柏市柏の葉 6-5-1
Tel: 04-7133-1111 Fax: 04-7134-6925

e-mail:

中山 富雄

精度管理部会

大阪府立成人病センター〒 537-8511 大阪市東成区中道 1-3-3

Tel: 06-6972-7561 Fax: 06-6972-7581
e-mail:

名和 健

肺気腫部会

日立総合病院〒 317-0077 茨城県日立市城南町 2-1-1

Tel: 0294-23-1111 Fax: 0294-35-7100
e-mail:

伊谷 寧崇

循環器部会

伊谷医院
〒 133-0073 東京都江戸川区鹿骨 5-11-1
Tel: 03-3679-3999 Fax: 03-3679-5745

e-mail:

仁木 登

CAD（コンピューター
支援診断）部会

徳島大学大学院ソシオテクノサイエンス研究部〒 770-8506 徳島市南常三島町 2 丁目 1 番地

Tel: 088-656-9430 Fax: 088-656-9433
e-mail:― 195 ―

‌検診学会誌CT

委 員 会
委員長と連絡先特別号 二
  〇一四年 三月

委員会委員長と連絡先大松 広伸

学術企画委員会

国立がん研究センター東病院〒 227-0882 千葉県柏市柏の葉 6-5-1
Tel：0471-33-1111（代） Fax：0471-31- 4724

広報委員会（株）日立製作所 日立健康管理センタ〒 317-0076 茨城県日立市会瀬町 4-3-16
Tel：0294-34-1020（代） Fax：0294-35-7100

財務委員会

国立がん研究センター中央病院〒 160-0023 東京都中央区築地 5-1-1
Tel：03-3542-2511

中川 徹

土田 敬明

丸山 雄一郎認定制度委員会

小諸厚生総合病院放射線科〒 384-8588 長野県小諸市与良町 3-2-31
Tel：0267-22-1070 Fax：0267-26-1377

規則改定委員会

新潟大学医歯学系放射線技術科学分野〒 951-8518 新潟市中央区旭町通り 2-746
Tel：025-227-2398 Fax：025-227-2398

和田 真一

滝口 裕一

総務委員会

千葉大学医学部附属病院〒 260-8677 千葉県千葉市中央区亥鼻 1-8-1
Tel：043-222-7171 Fax：043-222-3830

遠隔画像診断委員会

国立がん研究センター東病院〒 227-0882 千葉県柏市柏の葉 6-5-1
Tel：0471-33-1111（代） Fax：0471-31- 4724

大松 広伸

滝口 裕一

ガイドライン委員会

千葉大学医学部附属病院〒 260-8677 千葉県千葉市中央区亥鼻 1-8-1
Tel：043-222-7171 Fax：043-222-3830

島田 義也

被曝検討委員会

放射線医学総合研究所〒 263-8555 千葉市稲毛区穴川 4-9-1 低線量影響実験棟
Tel：043-206-3221 Fax：043-206-4138

滝口 裕一

利益相反委員会

千葉大学医学部附属病院〒 260-8677 千葉県千葉市中央区亥鼻 1-8-1
Tel：043-222-7171 Fax：043-222-3830― 196 ―

‌検診学会誌

CT

編 集 後 記特別号 二
  〇一四年 三月

日立健康管理センタ

中川 徹

日本 CT 検診学会がどうしても譲れないテーマが『低線量肺がん CT 検診』を普及させることにあります。
巻頭言の結核予防会・複十字病院の花井耕造先生が述べられているように、『CT 検診にかかわる多くの研究者が本誌を契機として超低線量 CT 検診の実現化に向けて議論が取り交わされることで、現実的な対策型検診を視野に入れた次の段階に向けての CT 検診の普及が進むこと』
このお言葉がすべてといっても過言ではありません。
会員のみなさまにとって今回の特別号が文字通り、特別な会誌となることを願っております。

― 197 ―

事務局報告特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会 定款 ............................................................. 事− 1
特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会 専門部会内規 ............................................. 事− 9
肺がん CT 検診ガイドライン ........................................................................................... 事− 10
肺がん CT 検診の教育用ソフトウェア ............................................................................ 事− 11「CT 検診」投稿規定 ........................................................................................................ 事− 12
ご登録ください................................................................................................................. 事− 14
日本 CT 検診学会入会のご案内 ..................................................................................... 事− 15
新規入会及び住所等の変更について .............................................................................. 事− 16‌検診学会誌

CT

特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会

定

款

特別号 二
  〇一四年 三月

平成 18 年 1 月 6 日施行
平成 23 年 2 月 19 日改定
平成 23 年 7 月 29 日改定

第1章 総 則（名称）第 1条

この法人は、特定非営利活動法人日本 CT 検診学会と称し、英文名では The JapaneseSociety of CT Screening、略称を JSCTS と称する。
（事務所）
第2条

この法人は、主たる事務所を東京都千代田区飯田橋 3 -11-15 UEDA ビル 6F 株式会社クバプロ内に置く。

（目的）第3条

この法人は、CT 検診及びこれに関する研究の連携を促進し、知識の普及を図るとともに、広く市民に対して、CT 検診による各種疾患の早期発見に関する学術セミナーの開催、情報提供、
調査研究及び人材育成等を行い、CT 検診の進歩発展を通して、国民の保健及び医療の増進に寄与することを目的とする。

（特定非営利活動の種類）
第4条

この法人は、前条の目的を達成するため、次に掲げる種類の特定非営利活動を行う。

（1）保健、医療又は福祉の増進を図る活動（2）学術、文化、芸術又はスポーツの振興を図る活動（3）科学技術の振興を図る活動（事業の種類）第5条

この法人は、第 3 条の目的を達成するため、特定非営利活動に係る事業として、次の事業を行う。

（1）CT 検診に関する学術集会、セミナー、講演会等の開催（2）会誌、図書、ホームページ等による CT 検診に関する情報提供（3）CT 検診に関する調査研究及び優秀研究の顕彰（4）CT 検診に関する人材又は施設の認定基準策定、公表及び認定（5）その他この法人の目的を達成するために必要な事業
第2章 会 員
（種別）
第6条

この法人の会員は次の 2 種とし、正会員をもって特定非営利活動促進法（以下「法」という。
）
上の社員とする。

（1）正会員 この法人の目的に賛同して入会した個人（2）賛助会員 この法人の目的に賛同し、賛助するために入会した個人及び団体
（入会）
第7条

会員の入会については、特に条件を定めない。

2 会員として入会しようとするものは、理事長が別に定める入会申込書により、理事長に申し込
むものとし、理事長は、正当な理由がない限り、入会を認めなければならない。

3 理事長は、前項のものの入会を認めないときは、速やかに、理由を付した書面をもって、本人にその旨を通知しなければならない。

― 事− 1 ―‌検診学会誌CT（入会金及び会費）
第8条

会員は、理事会において別に定める入会金及び会費を納入しなければならない。

特別号 二
  〇一四年 三月（会員の資格の喪失）
第9条

会員が次の各号の一に該当する場合には、その資格を喪失する。

（1）退会届の提出をしたとき（2）本人が死亡し、若しくは失踪宣告を受け、又は会員である団体が消滅したとき（3）継続して 2 年以上会費を滞納したとき（4）除名されたとき（退会）
第 10 条 会員は、理事長が別に定める退会届を理事長に提出して、任意に退会することができる。
（除名）
第 11条 会員が次の各号の一に該当する場合には、総会の議決により、これを除名することができる。
（1）この定款に違反したとき（2）この法人の名誉を傷つけ、又は目的に反する行為をしたとき

2 前項の規定により会員を除名しようとする場合は、議決の前に当該会員に弁明の機会を与えなければならない。
（拠出金品の不返還）
第 12 条 既に納入した入会金、会費及びその他の拠出金品は、これを返還しない。
第 3 章 役員等
（種別及び定数）
第 13 条 この法人に次の役員を置く。
（1）理 事 10 人以上 20 人以内（2）監 事 1 人以上 3 人以内

2 理事のうち、1 人を理事長とし、副理事長を若干名置くことができる。
（選任等）
第 14 条 理事は、理事会において選任し、総会に報告する。

2 理事長及び副理事長は、理事の互選とする。
3 役員のうちには、それぞれの役員について、その配偶者若しくは 3 親等以内の親族が 1 人を超えて含まれ、又は当該役員並びにその配偶者及び 3 親等以内の親族が役員の総数の 3 分の 1 を超えて含まれることになってはならない。

4 法第 20 条各号のいずれかに該当するものは、この法人の役員になることができない。
5 監事は、総会で選任する。
6 監事は、理事又はこの法人の職員を兼ねることができない。
（職務）第 15 条 理事長は、この法人を代表し、その業務を総理する。

2 副理事長は、理事長を補佐し、理事長に事故があるとき又は理事長が欠けたときは、理事長があらかじめ指名した順序によって、その職務を代行する。

3 理事は、理事会を構成し、この定款の定め及び総会又は理事会の議決に基づき、この法人の業務を執行する。

4 監事は、次に掲げる職務を行う。
（1）理事の業務執行の状況を監査すること（2）この法人の財産の状況を監査すること（3）前 2 号の規定による監査の結果、この法人の業務又は財産に関し不正の行為又は法令若しくは定款に違反する重大な事実があることを発見した場合には、これを総会又は所轄庁に報告すること― 事− 2 ―‌検診学会誌

CT（4）前号の報告をするため必要がある場合には、総会を招集すること（5）理事の業務執行の状況又はこの法人の財産の状況について、理事に意見を述べること

特別号 二
  〇一四年 三月（任期等）
第 16 条 役員の任期は、2 年とする。ただし、再任を妨げない。

2 補欠のため、又は増員により就任した役員の任期は、それぞれの前任者又は現任者の任期の残存期間とする。

3 役員は、辞任又は任期満了後においても、後任者が就任するまでは、その職務を行わなければならない。
（欠員補充）
第 17 条

理事又は監事のうち、その定数の 3 分の 1 を超えるものが欠けたときは、遅滞なくこれを補充しなければならない。

（解任）
第 18 条 役員が次の各号の一に該当する場合には、理事は理事会の議決により、監事は総会の議決により、これを解任することができる。
（1）心身の故障のため、職務の遂行に堪えないと認められるとき（2）職務上の義務違反、その他役員としてふさわしくない行為があったとき

2 前項の規定により役員を解任しようとする場合は、議決の前に当該役員に弁明の機会を与えなければならない。
（報酬等）
第 19 条 役員は、その総数の 3 分の 1 以下の範囲内で報酬を受けることができる。

2 役員には、その職務を執行するために要した費用を弁償することができる。
3 前 2 項に関し必要な事項は、総会の議決を経て、理事長が別に定める。
（顧問）
第 20 条 この法人に、顧問を置くことができる。顧問は理事会で選出し、理事長がこれを任免する。

2 顧問は、理事長の諮問に応じて、法人の活動や運営に助言をすることができる。
第4章 会 議（種別）
第 21条 この法人の会議は、総会及び理事会の 2 種とする。

2 総会は、通常総会及び臨時総会とする。
（構成）
第 22 条 総会は、正会員をもって構成する。
（総会の権能）第 23 条 総会は、以下の事項について議決する。
（1）定款の変更（2）解散及び合併（3）会員の除名（4）監事の選任又は解任、役員の職務及び報酬（5）事業計画及び収支予算（6）事業報告及び収支決算（7）解散時の残余財産の帰属（8）その他運営に関する重要事項― 事− 3 ―‌検診学会誌

C
T（総会の開催）第 24 条 通常総会は、毎年 1 回開催する。

2 臨時総会は、次に掲げる場合に開催する。

特別号 二
  〇一四年 三月（1）理事会が必要と認め、招集の請求をしたとき（2）正会員総数の 5 分の 1 以上から会議の目的を記載した書面により、招集の請求があったとき（3）監事が第 15 条第 4 項第 4 号の規定に基づいて招集するとき（総会の招集）第 25 条 総会は、前条第 2 項第 3 号の場合を除いて、理事長が招集する。

2 理事長は、前条第 2 項第 1 号及び第 2 号の規定による請求があったときは、その日から 60 日以内に臨時総会を招集しなければならない。

3 総会を招集する場合には、会議の日時、場所、目的及び審議事項を記載した書面により、開催日の少なくとも 5 日前までに通知しなければならない。
（総会の議長）第 26 条 総会の議長は、その総会に出席した正会員の中から理事長が指名する。
（総会の定足数）
第 27 条 総会は、正会員総数の 5 分の 1 以上の出席がなければ開会することはできない。
（総会の議決）第 28 条 総会における議決事項は、第 25 条第 3 項の規定によってあらかじめ通知した事項とする。

2 総会の議事は、この定款に規定するもののほか、出席した正会員の過半数をもって決し、可否同数のときは、議長の決するところによる。
（総会での表決権等）
第 29 条 各正会員の表決権は、平等なものとする。

2 やむを得ない理由により総会に出席できない正会員は、あらかじめ通知された事項について書面をもって表決し、又は他の正会員を代理人として表決を委任することができる。

3 前項の規定により表決した正会員は、前 2 条、次条第 1 項及び第 52 条の規定の適用については出席したものとみなす。

4 総会の議決について、特別の利害関係を有する正会員は、その議事の議決に加わることができない。
（総会の議事録）
第 30 条 総会の議事については、次の事項を記載した議事録を作成しなければならない。
（1）日時及び場所（2）正会員総数及び出席者数（書面表決者又は表決委任者がある場合にあっては、その数を付記すること。
）（3）審議事項（4）議事の経過の概要及び議決の結果（5）議事録署名人の選任に関する事項

2 議事録には、議長及び総会において選任された議事録署名人 2 人が、記名押印又は署名しなければならない。
（理事会の構成）第 31条 理事会は、理事をもって構成する。

― 事− 4 ―‌検診学会誌

CT（理事会の権能）
第 32 条 理事会は、この定款に別に定める事項のほか、次の事項を議決する。
（1）総会に付議すべき事項

特別号 二
  〇一四年 三月（2）総会の議決した事項の執行に関する事項（3）その他総会の議決を要しない業務の執行に関する事項（理事会の開催）
第 33 条 理事会は、次に掲げる場合に開催する。
（1）理事長が必要と認めたとき（2）理事総数の 3 分の 1 以上から理事会の目的である事項を記載した書面により招集の請求があったとき（理事会の招集）第 34 条 理事会は、理事長が招集する。

2 理事長は、前条第 2 号の規定による請求があったときは、その日から 14 日以内に理事会を招集しなければならない。

3 理事会を招集するときは、会議の日時、場所、目的及び審議事項を記載した書面により、開催日の少なくとも 5 日前までに通知しなければならない。
（理事会の議長）
第 35 条 理事会の議長は、理事長がこれにあたる。
（理事会の定足数）
第 36 条 理事会は、理事総数の 2 分の 1 以上の出席がなければ開会することはできない。
（理事会の議決）
第 37 条 理事会における議決事項は、第 34 条第 3 項の規定によってあらかじめ通知した事項とする。

2 理事会の議事は、理事出席者数の過半数をもって決し、可否同数のときは、議長の決するところによる。
（理事会での表決権等）
第 38 条 各理事の表決権は、平等なものとする。

2 やむを得ない理由のため理事会に出席できない理事は、あらかじめ通知された事項について書面をもって表決することができる。

3 前項の規定により表決した理事は、前条及び次条第 1 項の適用については、理事会に出席したものとみなす。

4 理事会の議決について、特別の利害関係を有する理事は、その議事の議決に加わることができない。
（理事会の議事録）
第 39 条 理事会の議事については、次の事項を記載した議事録を作成しなければならない。
（1）日時及び場所）（2）理事総数、出席者数及び出席者氏名（書面表決者にあっては、その旨を付記すること。
（3）審議事項（4）議事の経過の概要及び議決の結果（5）議事録署名人の選任に関する事項

2 議事録には、議長及びその会議において選任された議事録署名人 2 人が記名押印又は署名しなけ
ればならない。

― 事− 5 ―‌検診学会誌CT

第5章 資 産（資産の構成）
第 40 条 この法人の資産は、次の各号に掲げるものをもって構成する。

特別号 二
  〇一四年 三月（1）設立当初の財産目録に記載された資産（2）入会金及び会費（3）寄付金品（4）財産から生じる収入（5）事業に伴う収入（6）その他の収入（資産の区分）第 41条 この法人の資産は、特定非営利活動に係る事業に関する資産とする。
（資産の管理）第 42 条

この法人の資産は、理事長が管理し、その方法は、理事会の議決を経て、理事長が別に定める。
第6章 会 計（会計の原則）第 43 条 この法人の会計は、法第 27 条各号に掲げる原則に従って行わなければならない。
（会計の区分）第 44 条 この法人の会計は、特定非営利活動に係る事業会計とする。
（事業年度）
第 45 条 この法人の事業年度は、毎年 1 月 1 日に始まり、同年 12 月 31 日に終わる。
（事業計画及び予算）
第 46 条

この法人の事業計画及びこれに伴う収支予算は、毎事業年度ごとに理事長が作成し、総会の議決を経なければならない。

（暫定予算）
第 47 条 前条の規定にかかわらず、やむを得ない理由により予算が成立しないときは、理事長は、理事会の議決を経て、予算成立の日まで前事業年度の予算に準じ収入支出することができる。

2 前項の収入支出は、新たに成立した予算の収入支出とみなす。
（予備費）
第 48 条 予算超過又は予算外の支出に充てるため、予算中に予備費を設けることができる。

2 予備費を使用するときは、理事会の議決を経なければならない。
（予算の追加及び更正）第 49 条

予算成立後にやむを得ない事由が生じたときは、理事会の議決を経て、既定予算の追加又は更正をすることができる。

（事業報告及び決算）
第 50 条 この法人の事業報告書、収支計算書、貸借対照表及び財産目録等決算に関する書類は、毎事
業年度終了後、速やかに、理事長が作成し、監事の監査を受け、総会の議決を経なければならない。

2 決算上剰余金を生じたときは、次事業年度に繰り越すものとする。

― 事− 6 ―‌検診学会誌

CT（臨機の措置）第 51条 予算をもって定めるもののほか、借入金の借入れその他新たな義務の負担をし、又は権利の放棄をしようとするときは、理事会の議決を経なければならない。

特別号 二
  〇一四年 三月

第 7 章 定款の変更、解散及び合併（定款の変更）第 52 条

この法人が定款を変更しようとするときは、総会に出席した正会員の 4 分の 3 以上の多数による議決を経、かつ、法第 25 条第 3 項に規定する軽微な事項を除いて所轄庁の認証を得なければならない。

（解散）
第 53 条 この法人は、次に掲げる事由により解散する。
（1）総会の決議（2）目的とする特定非営利活動に係る事業の成功の不能（3）正会員の欠亡（4）合併（5）破産手続開始の決定（6）所轄庁による認証の取消し

2 前項第 1 号の事由によりこの法人が解散するときは、正会員総数の 4 分の 3 以上の承諾を得なければならない。

3 第 1 項第 2 号の事由により解散するときは、所轄庁の認定を得なければならない。
（残余財産の帰属）
第 54 条

この法人が解散（合併又は破産手続開始の決定による解散を除く。
）したときに残存する財産は、法第 11 条第 3 項に規定する法人の中から、総会において議決したものに譲渡するものと
する。

（合併）
第 55 条 この法人が合併しようとするときは、総会において正会員総数の 4 分の 3 以上の議決を経、かつ、所轄庁の認証を得なければならない。
第 8 章 公告の方法（公告の方法）第 56 条 この法人の公告は、この法人の掲示場に掲示するとともに、官報に掲載して行う。
第 9 章 事務局
（事務局の設置）
第 57 条 この法人に、この法人の事務を処理するため、事務局を設置する。

2 事務局には、事務局長及び必要な職員を若干名置くことができる。
（職員の任免）第 58 条 事務局長及び職員の任免は、理事長が行う。
（組織及び運営）
第 59 条 事務局の組織及び運営に関し必要な事項は、理事会の議決を経て、理事長が別に定める。
第 10 章 雑 則（細則）
第 60 条 この定款の施行について必要な細則は、理事会の議決を経て、理事長がこれを定めることができる。

― 事− 7 ―‌検診学会誌

C
T

附 則

1

この定款は、この法人の成立の日から施行する。

2 この法人の設立当初の役員は、次のとおりとする。

特別号 二
  〇一四年 三月

理 事 長 金子昌弘
理事松本滿臣、渡辺滋、柿沼龍太郎、鈴木隆一郎、祖父江友孝、曽根脩輔、長尾啓一、

監事 和田眞一中川徹、松本徹、宮本忠昭、三澤潤

3 この法人の設立当初の役員の任期は、第 16 条第 1 項の規定にかかわらず、この法人の成立の日から平成 18 年 12 月 31 日決算に係る通常総会が開催される月の末日までとする。ただし、通常総会
は決算日から起算して 3 ヶ月以内に開催する。

4 この法人の設立当初の事業年度は、第 45 条の規定にかかわらず、この法人の成立の日から平成 18
年 12 月 31 日までとする。

5 この法人の設立当初の事業計画及び収支予算は、第 46 条の規定にかかわらず、設立総会の定めるところによる。

6 この法人の設立当初の入会金及び会費は、第 8 条の規定にかかわらず、次に掲げる額とする。
（1）正会員（個人）
入会金 0 円
年会費 10,000 円（2）賛助会員（個人及び団体）
入会金 0 円
年会費 一口 100,000 円（一口以上）― 事− 8 ―‌検診学会誌

CT

特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会

専門部会内規特別号 二
  〇一四年 三月

2007 年 11 月 26 日制定

第 1条（定義）

NPO 法人日本 CT 検診学会（以下本学会）は、専門領域に関する学会の活動を発展・普及させるために専門部会を設ける。専門部会は以下の目的・機能、組織を有する。
第 2 条（目的・機能）
専門部会は専門領域の基礎研究並びに臨床研究を推進するため、情報の収集、解釈、そしてその浸透を促進することを目的とし、以下の機能を持つ。

2．専門領域の研究・臨床課題を継続性や教育的視点を勘案し、シンポジウム、ワークショップ、教育セミナーなどの企画・実施に貢献する。

3．それぞれの専門領域におけるガイドライン、宣言等の作成をおこなう。
4．国内関連学会との交流・調整をはかり学会相互の活動を促進する。
5．関連の国際学会と相互交流し、当該専門領域における課題の国際的研究協力に貢献し、それら活動を通し若手会員の相互理解や国際的活動を援助・促進する。
第 3 条（組織）専門部会とは以下の 6 部会を指す。
（1）技術部会（2）肺癌診断基準部会（3）精度管理部会（4）肺気腫部会（5）循環器部会（6）結核部会

2．理事会の承認を経て新規に専門部会を創設することができる。
3．理事会の承認を経て、既存専門部会を整理統合ないし廃止することができる。
第 4 条（構成）
各専門部会は、理事会により、正会員から選任された部会長 1 名副部会長 1 名および 3 名以上の部会員からなる。

2．専門部会長、副部会長の任期は 3 年とする。ただし、再任を妨げない。
3．副部会長は部会長がやむをえぬ理由により職責を果たせない場合に代理として部会長を補佐する。
4．専門部会会長及び部会員には、委嘱状を理事長名で発行する。
第 5 条（運営）
各専門部会は年次学術講演会開催中をふくめ、年 2 回の定期会議を開催する。
緊急性・必要性に応じて臨時会議をおこなうことができる。

2．各専門部会は、当該専門領域に関する年次学術集会プログラム案を次期学会長に提案する。
3．専門部会は当該領域においての検診方法論の開発、検診の精度管理向上などに関するガイドラインを作成し、全国に普及させる活動を円滑におこなう。

4．各専門部会は、NPO 法人事業として毎年度の規定された期限内に年度計画を立て、必要な予算を事務局に申請すること、および年度報告を事務局に提出することの義務を持つ。
第6条
本内規は、理事会の審議承認をへて修正追加できる。
附 則
本内規は、平成 19 年 11 月 27 日から発効する。

― 事− 9 ―‌検診学会誌CT

肺がん CT 検診ガイドライン
本学会ホームページに掲載されています。

特別号 二
  〇一四年 三月

http://www.jscts.org◆ 精度管理部会編「CT 検診精度管理ガイドライン」（第 1 版）◆ 技術部会編「CT 検診撮影マニュアル」◆ 肺癌診断基準部会編「判定基準と経過観察ガイドライン」「Single slice helical CT による肺癌 CT 検診の判定基準と経過観察ガイドライン」
これらのマニュアルに関するご意見・ご要望は、下記までお願いします。
精度管理部会長：

中山 富雄

大阪府立成人病センター

TEL：06-6972-7561 FAX：06-6972-7581
E-mail：技術部会長：

村松 禎久

国立がん研究センター東病院

TEL：04-7133-1111 FAX：04-7134-6925
E-mail：肺癌診断基準部会長： 柿沼 龍太郎

国立がん研究センター
がん予防・検診研究センター

TEL：03-3542-2511 FAX：03-3547-5304
E-mail：― 事− 10 ―‌検診学会誌CT

肺がん CT 検診の教育用ソフトウェア
肺がん CT 検診の教育用ソフトウェアは 4 部構成となっております。

特別号 二
  〇一四年 三月

第 1 部：微小肺がんの症例集
第 2 部：CT 検診の読影シミュレーション
第 3 部：微小結節の症例集（一部炎症を含む）
第 4 部：Threshold Checker
本ソフトウェアは、会員である方が購入できます。
詳細はホームページをご覧下さい。
購入料金 1万円（1部〜 4 部のセット料金です）。
すでに第 1 部および第 4 部のみを購入された方は、事務局までお問い合わせください。容量が大きくなったため、DVD にての提供となります。Windows および Macintosh の両方にて作動します。画
面上は、英語版ですが、平易で短い文章で解説しています。日本語のマニュアルも PDF ファイルで入っています。
下記銀行口座にお振り込みの上、「教育用ソフトウェア ALCA Project 購入希望」と明記して、支払い書のコピーを事務局まで FAX または郵送でご送信下さい。
また、バージョン・アップなどをお知らせするために E メールアドレスが必要となります。事務局
までお知らせ下さい。

特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会 事務局〒 102-0072 東京都千代田区飯田橋 3-11-15 UEDA ビル 6F
株式会社クバプロ内TEL
03-3238-1689
FAX
03-3238-1837
E-mail jscts-office@kuba.jp
URL
http://www.jscts.org/
銀行口座： 三井住友銀行 飯田橋支店 普通預金 6982098「特定非営利活動法人日本 CT 検診学会」※銀行口座が変更となりました。ご注意ください。

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CT「CT 検診」投稿規定
1．投稿資格特別号 二
  〇一四年 三月

本誌への投稿は主著者が本学会会員であるか、投稿料を納められるものに限る。
2．投稿原稿の採否
投稿論文に対しては複数の委員による査読を行い、編集委員会において最終的に採否を決定する。
3．論文の種類
原稿は、CT 検診に関するもので、下記の種類に分類する。

a）原

著：他誌に発表されていない知見を有し、原著にする意義があると著者が判断する論文。

b）速報：他誌に発表されていない知見を有し、速報する意義があると著者が判断する論文。

c）技術：他誌に発表されていない知見を有する技術論文。

d）症例報告：CT での検診に関連した興味ある症例の紹介で、他誌に報告されていないもの。
e）特集：決められた主題に基づき執筆される編集委員会からの依頼論文。

f ）総説：既に他誌へ原著として投稿した論文に関連した内容の論文。他誌へ掲載した図表などをg）資

料：研究、技術および症例に関する資料・調査結果など。

転載する場合には、掲載誌の編集委員長の許可が必要となる。

h）報告・意見：当研究会関連部会・委員会報告、本研究会活動全般および本誌掲載論文に対する意見や批評。

i ）そ の 他：上記に分類できないもので、編集委員会が必要と認めたもの。
4．記載の形式a）原稿は和文または英文とし、A4 版、横書きとする。本文は、和文、英文とも 1 段組とする。
原稿の記述は、希望する種類、標題、著者氏名、所属、和文要旨（400 字以内）
、和文キーワー、英文標題、ローマ字著者氏名、英文所属、英文要旨（200 語以内）
、英文キーワード（5 語以内）、本文、文献、図の説明とする。ただし、症例、資料、報告・意見については、ド（英文 5 語以内）
要旨・キーワードは省略できる。

b）図・写真は A4 版を越えないようにし、図表の枚数は、必要以上に多くせず、本文分量に適度に合ったものとする。図表の説明は英文（Fig.1… , Table 1…）とする。

c）引用文献は本文に引用された順に［1］［, 2］［, 3］…と番号をつけ、末尾の文献の項に一括して記載する。
原著は 30 以内、速報および症例報告は 15 以内とするが、総説、その他に関しては著者の判断に任せる。

d）引用文献の記載方法
雑誌の場合、著者名（3 名以内は全員、それ以上の場合 4 名以降は他または et al）：論文名 . 雑誌名（欧文はイタリック） 発行年（西暦）；巻数：頁 - 頁。

[ 例 ] 飯沼武、舘野之男、松本

徹、他：肺癌検診用 CT（LSCT）の基本構想とその事前評価 .

日医放会誌 1992; 52: 182-190[ 例 ]Kaneko M, Eguchi K, Ohmatsu H, et al: Peripheral lung cancer; screening and detection with
low-dose spiral CT versus radiography. Radiology 1996; 201: 798-801
単行本の場合、和書；著者：題名、編集者（または監修者）、書名、版数、発行地：発行所；年号（西暦）：掲載頁。洋書；Authorsʼ last names and initials: Chapter title. Editorʼs name. Book title（

Italic）. Edition. Publisher, City, Year: Pages.
[ 例 ] 柿沼龍太郎：第 4 章 画像診断 1. ヘリカル CT 肺癌検診の画像診断、末舛惠一、先端医療シリーズ 20・癌 肺癌の最新医療、初版、東京：先端医療技術研究所；2003: 101-104[ 例 ]Press WH, Flannery BP, Teukolsky SA et al: Numerical recipe in C. Cambridge University
Press, Cambridge, 1988: 10-24[ 例 ] 胸部 CT 検診研究会：http: //www.thoracic-CT-screening.org（ホームページのアドレスを掲載する場合、時間がたつと、そのページがなくなってしまうことが多いので、著者がそのページのファイルを保存できる場合のみ引用可能とする。
）― 事− 12 ―‌検診学会誌

CT

5．投稿方法a）初回投稿は、本学会ホームページ投稿原稿見本に従って作成した原稿正一部のほか、査読用副 2部、投稿原稿表紙、および電子ファイル（CD または USB メモリーに収納）を本会事務局へ簡易書

特別号 二  〇一四年 三月

留便で郵送する。または下記へ原稿のファイルと投稿原稿表紙ファイルを e-mail で送付する。

b）査読後に掲載許可の出た論文は、下記へ原稿のファイルと投稿原稿表紙ファイルを e-mail で送付する。
〒 102-0072 東京都千代田区飯田橋 3-11-15 UEDA ビル 6F

株式会社クバプロ内

特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会事務局編集担当

TEL：03-3238-1689 FAX：03-3238-1837 e-mail: jscts-kaisi@kuba.jp
6．著作権
本誌掲載の論文の著作権は日本 CT 検診学会に帰属する。著者は、本学会事務局から折り返し送付される著作権に関する「誓約書」に必要事項を記入の上、本学会へ提出するものとする。
7．その他
本学会会員の職種は医療関係者、工学研究者、医療機器メーカー研究者等と多岐にわたるので、専門用語や略語はできるだけ避け、使用する場合には必要に応じて簡単な説明を加えること。

― 事− 13 ―‌検診学会誌

CT

ご登録ください特別号 二
  〇一四年 三月

メールアドレスをご登録いただきますと、メールマガジンの購読、メールマガジン等でのタイムリーな情報の提供や、会員専用 Web サイトへのアクセスが可能となります。
まだメールアドレスをご登録されていない方は、メールアドレス登録希望と明記の上、事務局まで、メールにて速やかにご連絡ください。メールアドレス登録および会員専用 Web サイトへのアクセスの際の会員 ID、パスワードの発行をいたします。
なお、メールアドレス変更時は、事務局にもご連絡ください。
※メールアドレス登録希望時は、下記をお知らせください。
・お名前（ふりがな）
・ご所属・メールアドレス＜ご連絡先＞
特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会

事務局

E-mail：jscts-office@kuba.jp― 事− 14 ―‌検診学会誌

CT

日本 CT 検診学会 入会のご案内

特別号 二  〇一四年 三月

日本 CT 検診学会（旧称・胸部 CT 検診研究会）は、CT を検診に役立てることを目的に 1994 年 2月 19 日に設立されました。現在、会員数は約 800 名。胸部を中心に研究しています。
胸部 CT 検診は、今でこそ欧米でも研究が始まりましたが、この会の発足時には、世界中で我々だ
けでしたので、この会には医師、技師のほか、医学物理学者や情報処理研究者、疫学者、保健婦、事務関係者なども参加して基本的なところから活動してきました。
検診と病院で使う CT 装置はどこが違うか、から始まって、検診が受検者の役に立ったことをどうやって確認するか、に至るまで、本会は真剣に議論し、実用的な知識・技術の幅広い情報を提供しています。

CT 検診にご関心をお持ちの方は、是非ご入会下さい。
【事業内容】
Ⅰ．学術集会・学術講演会等の開催
Ⅱ．研究及び調査
Ⅲ．機関誌の発行・その他の研究資料の刊行
Ⅳ．内外の関連学術団体との連携及び協力
Ⅴ．その他目的を達成するために必要な事業【会 員】
正会員 CT 検診について学術経験を有する者で、本会の目的に賛同、協力し、会費を納める者【会員の特典】
Ⅰ．すべての本会の事業および運営に参与することができます。
Ⅱ．本会主催の学会および講習会等の通知を受けます。
Ⅲ．本会主催の学会に演題を発表、並びに会誌に論文を発表することができます。
Ⅳ．本会発行の会誌の配布を受けられます。
（会誌、次年度の学術集会抄録集を 1 冊）
Ⅴ．home page 上にて、肺癌 CT 検診で発見された肺癌の Teaching file を見ることができます。
Ⅵ．home page 上にて、肺癌 CT 検診のための教育用ソフトウェアを購入することができます。
Ⅶ．home page 上にて、胸部検診用 CT 撮影精度管理マニュアルを見ることができます。
【年会費（1月〜 12 月）】
年額 10,000 円【入会手続き】日本 CT 検診学会ホームページにアクセスいただき、入会のご案内よりお手続きください。
＜問合せ先、入会申込書類請求先＞〒 102-0072 東京都千代田区飯田橋 3-11-15 UEDA ビル 6F
特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会

事務局

TEL：03-3238-1689
FAX：03-3238-1837
E-mail：jscts-office@kuba.jp
URL：http://www.jscts.org/― 事− 15 ―株式会社クバプロ内‌検診学会誌

CT

新規入会及び住所等の変更について

特別号 二
  〇一四年 三月

新規入会ご希望の方は、この用紙に必要事項をご記入のうえ、FAX、または郵送にて事務局までお送りください。また合わせて年会費をお振込ください。振込用紙ご入用の方は、事務局までご連絡ください。
年会費のご入金確認が出来次第、ご入会とし、入会年度分の会誌「CT 検診」をお送りいたします。会員情報のご変更、退会時にもこの用紙をご利用ください。
会員情報変更、退会につきましては、E メールでのご連絡も承ります。

FAX番号
E メール

03-3238-1837
jscts-office@kuba.jp

連 絡 先 特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会 事務局
TEL：03-3238-1689 FAX：03-3238-1837* 申込日○をつけてください

・新規入会

・変

更

年

月

・退

会

日

フリガナ
氏
施

名
設

職

名

＜勤務先＞
住

所

電

話

F

・医 師（放射線科・内科 ・外科・開業医・その他 ）種A・工学関係者
〒

-

〒

-

・メーカー

・放射線技師

・その他（

）

X

E-mail
＜自

宅＞

住

所

電

話

F

A

X

E-mail
会誌送付先を○で囲んでください

・勤務先

・自

宅

メールマガジンなどメール連絡先を○で囲んでください

・勤務先

・自

宅

＜メールアドレスについて＞
メールアドレスのご登録いただいた会員の方にのみ、ホームページの ID とパスワードを発行しております。
また、各種お知らせなどもメールのみにて通知する場合がございますので、できるかぎりメールアドレスのご記入をお願いいたします。
* ご記入いただきました個人情報につきましては、会誌配布、お知らせ、会費請求等、本学会業務目的以外の使用はいたしません。

― 事− 16 ―CT 検診ISSN 2187-9788
特 別 号
2014 年 3 月 3 日発行
編集・発行人 日本 CT 検診学会
金子昌弘
理事長
編集委員長 中川 徹
〒 102- 0072 東京都千代田区飯田橋 3-11-15
UEDA ビル 6F 株式会社クバプロ内
特定非営利活動法人 日本 CT 検診学会事務局
制 作

株式会社クバプロ