核医学技術 33 : 377-420（2013)―ガイドライン―がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン

第2版

平成21年 4 月30日

初版

平成25年12月14日

第2版

日本核医学技術学会学術委員会
日本核医学会 PET 核医学分科会
日本核医学会分子イメージング戦略会議

PET 撮像法標準化ワーキンググループ (WG) メンバー
日本核医学技術学会
福喜多博義
織田 圭一
白石 貴博
鈴木 一史
西田 広之
松本 圭一

国際医療福祉大学
東京都健康長寿医療センター研究所
放射線医学総合研究所
獨協医科大学病院
先端医療センター
京都医療科学大学

日本核医学会
寺内 隆司 国立がん研究センター坂本攝 獨協医科大学病院 PET センター
西尾 知之 先端医療センター
井狩 彌彦 先端医療センター
日本核医学会分子イメージング戦略会議
千田 道雄 先端医療センター
木村 裕一 近畿大学
協力者
大﨑 洋充 日本メジフィジックス株式会社 画像情報センター
島田 直毅 国立がん研究センター
は，全身 FDG-PET/CT における一定の画質と病はじめに変検出能を確保するためのファントム試験法およ日本核医学技術学会と日本核医学会 PET 核医び全身 FDG-PET/CT 臨床画像の画質を評価する学分科会の合同ワーキンググループ（がん FDG-

ための物理学的指標を定義し，それらの暫定基準

PET/CT 撮像法の標準化ワーキンググループ）を定めている．

によって，2009年に「がん FDG-PET/CT 撮像法

しかしながら，「がん FDG-PET/CT 撮像法ガ

ガイドライン」を策定した．このガイドラインでイドライン」は標準的な体格における基準であ377

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

り，体格の大きい被検者に対してどの程度の撮像

射能量（ドーズキャリブレータ）の [Bq/ml] の時間が必要なのかは検討課題であった．また，単位にする必要があり，そのために PET 装置とTime of Flight (TOF) PET やPoint Spread Function

ドーズキャリブレータとの間でクロスキャリブ(PSF) 技術を組み込んだ反復画像再構成法など目レーションを定期的に実施する必要がある．この覚ましい技術進歩を遂げるPET 装置 (PET/CT

ため，クロスキャリブレーションが正しく実施さ装置を含む）が欧米諸国にとどまらず本邦でも普れているかの検証も含めて“ファントム SUV の18及し始めた．さらに， F-FDG の取り込みの半精度評価”を具体的に記載した．

定量的指標として頻用されている Standardized(5）｢がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン」

Uptake Value (SUV) は，欧米で新しい抗がん剤では標準的な体格における基準が規定されている治療法の評価基準にもしばしば用いられており，ため，体格の大きい被検者を想定したファントム

その測定精度の重要性が日に日に増してきているを測定して，“体格と至適撮像条件の関係”を加実状がある．

筆した．

このような状況の変化も踏まえて「がん FDG-

(6）臨床画像評価における TOF 搭載機種を検PET/CT 撮像法ガイドライン」を見直し，これ討した．

らにも対応した「がん FDG-PET/CT 撮像法ガイ

なお，「がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライドライン」の改訂および加筆などを行うことにしン（第 2 版）」で追加した当該項目は，6.1.3.5．

た．

ファントム SUV の精度評価，9.1.4．ファント

改訂にあたり，「がん FDG-PET/CT 撮像法ガ

ム SUV の精度評価，および，9.1.5．体格の大イ ド ラ イ ン．核 医 学 技 術，29 (2) : 195-235，

きい被検者を模擬したファントムによる体格と画

2009｣

1)

お よ び ｢National Electrical Manufacturers

質の関係，9.1.6．臨床画像評価である．

Association. NEMA Standards Publication NU 2-目

次

ググループの審議を経た後に策定した．「がん

1 ．目

的㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀379

FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン」ではリスト

2 ．背

景㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀379

モード収集できない装置の対応や散乱ファントム

3 ．本ガイドラインの使用法㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀380

について定めているが，1）測定や準備に時間を

3.1．ファントム試験について ㌀
380
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀

要する，2）リストモード収集が普及してきた，

3.2．臨床画像の評価法について ㌀
380
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀

3）PET 薬剤を購入して検査を行っている施設に4 ．本ガイドラインが適用される装置㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀381

おいては，十分な放射能量を確保することが困難

5 ．用語の定義㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀381
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀

であるとの理由から，「がん FDG-PET/CT 撮像

5.1．用語の定義 ㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀381

2007｣2) を確認して，PET 撮像法標準化ワーキン

1)を引用することで，データ収5.2．規格の記号 ㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀382

集の簡略化と省略を容認した．また，「ファント6 ．ファントム試験手順書と評価基準㌀
383
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀

ム 第 一 試 験」で 測 定 さ れ る デー タ を 用 い て，

6.1．第一試験 ㌀
384
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀

SUV の精度評価を行うことも容認した．

6.2．第二試験 ㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀388

法ガイドライン｣

今回の主な改訂点は以下のとおりである．

7 ．臨床画像の評価法と評価基準㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀390

(1）臨床画像の物理学的評価法における被検者

8 ．補足説明（評価するにあたって留意すべき

雑音等価計数の誤字を訂正した．

391
点) ㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀

(2）リストモード収集のできない機器について

8.1．機種による差 ㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀391

の対応について簡略化した．

8.2．ファントム試験の結果と臨床至適撮像条(3）散乱ファントムの作成について簡略化，お392
件との関係 ㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀

よび散乱体の有無による評価値への影響等を削除

394
8.3．体格と至適撮像条件 ㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀

した．

9 ．付

(4）SUV を測定するためには，PET 画像を放

394
録㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀

9.1．評価結果に対する根拠となるデータ ㌀
394
㌀
㌀
378

核医学技術て有用であり，多くの論文にて，診断精度（感10．参考文献 ㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀
㌀419

1 ．目

度，特異度など），治療方針へのインパクト，予的後予測などのデータが発表されている．
ところが，PET 装置 (PET/CT 装置を含む）

がんの早期発見から病期診断，再発診断に至る
18

Vol. 33 No. 4（2013)

F-FDG を用いた PET 検査の有効性が認めはその性質上，PET の画質が，機種，18 F-FDG

られ，現在300を超える施設で 18F-FDG PET 検査の投与量，撮像時間などに依存する．しかも，身まで18が 行 わ れ る よ う に なっ た． F-FDG を 用 い た

体の大きさにも依存し，一般に体格の大きい患者

PET 検査の撮像法については，各施設が独自のは体重あたり同じ投与量でも画質が低下する．こ方法で行うか，あるいはメーカーが推奨する撮像

れら諸因子の関係は物理学的にもかなり難解であ

条件で行われているのが現状である．PET 画像

り，また個人差もあって，臨床的に実証するための画質は，使用される装置の性能や被検者の体には多くの被検者での試験的撮像が必要となる．

18

重，血糖値， F-FDG の投与量，待機時間，収したがって，各メーカーの各機種とも，特に日本

集時間，画像再構成法などさまざまな因子によっ人に対しては，必ずしも最適な撮像条件が確立さて影響を受けるため，常に同じ画質の画像を得る

れていないのが現状である．一方 PET 検査の現には，これらの影響を加味した撮像条件の標準化場では，運営上必ずしも十分な投与量や撮像時間が求められる．

を確保できない場合があるのも事実であり，現場
18

2013年現在， F-FDG PET 検査は早期の胃がに即した至適撮像条件が求められている．

んを除くすべての悪性腫瘍に保険適用されてお画質が変われば当然診断精度も変わると考えらり，標準化された撮像法によって質の高い PETれるので（図2.1），厳密に言えば，論文に発表

画像を臨床現場に提供していく必要がある．まされている PET 施設の機種と撮像条件で得られた，が ん 治 療 新 薬 の 治 療 効 果 判 定 を 目 的 と した診断精度が，他の施設で異なる機種や撮像条件

18

F-FDG PET 検査の利用が促進されつつある．

で得られた画像にそのままあてはまるとは限らな

このような背景から，関連学会等が協力して標い．このように，PET の画質が施設や撮像条件

準的な撮像法に関するガイドラインを発出するこに依存して十分にコントロールされていない状態とが求められ，さらに TOF PET や PSF 技術を組では，18F-FDG PET は普遍的な検査法とならず，み込んだ反復画像再構成法など最新の PET 画像

その有効性を確立していく上で大きな障害となにも対応したガイドラインが求められるようにる．

た

PET を用いた多施設臨床研究や多施設臨床試

なった．
18

本ガイドラインは， F-FDG を用いてがんを験においては，施設によって画質がまちまちであ対象とした PET 核医学検査をするにあたり，標れば，それらのデータを集めて同一基準で評価解

準的な画像を得るための撮像法について規定した

析することができないため，多施設臨床研究や多ものである．撮像法は同じメーカーであっても装施設臨床試験自体が成り立たなくなる．
特に，最近では新しい抗がん剤などのがん治療

置間で異なるため，使用される装置ごとのファントム試験（第一試験および第二試験）と臨床画像評価を本ガイドラインの手順書に従って実施する必要がある．そして，その結果を標準的な数値目

核3304,05-2-1

標と比較することにより，最適な撮像条件を見出すことができる．

2 ．背景

全身 18 F-FDG PET［ X 線 CT 組み合わせ型ポ
ジトロン CT 装置（以下，PET/CT 装置と呼ぶ）

図2.1を含む］は，がんの診断や治療方針決定にきわめ
379

画質と診断精度に影響する因子（機種，撮像方法，患者側条件等）の模式図

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

法 の 治 験 に お い て，評 価 基 準 と し て 18 F-FDG
PET が用いられることもあり，その場合は

18

すでに定められた画像再構成条件を使うことを想F-定しているが，本ファントム実験にて画像再構成

FDG 集積の有無や治療による変化によってその条件を決めることも可能である．なお，画像再構

治療法の有効性を評価することになるため，一定成条件は，ファントム第二試験にて空間分解能がの画質を保証することはきわめて重要である．

低くとも 10 mm (FWHM ＜10 mm) となること

そこで，どのような PET 装置や患者に対してを推奨する．

も，それに応じて一定以上の画質が得られるよう

ファントム第一試験での対 BG 比 4 : 1 で大きにするための撮像条件の求め方や，実際に得られさ 10 mm の陽性病変を描出するという条件は，た臨床データの画質を評価する基準を定める必要

実はかなり厳しい条件であり，臨床的に必ずしもがある．このような作業は，メーカーが行うと利その必要がない場合もあり，またルーチンに実施害が絡むため，学会などのアカデミアがワーキン

するのは現実的でないこともある．その場合は，ググループを設置して，各メーカー各機種を横断

本ガイドラインで得られた至適撮像条件は基準で的に扱ったガイドラインを作成することが望ましはなくあくまで目標であって，実際の臨床の場でい．本ガイドラインは，このような背景に基づいは必要性と実施上の諸条件を勘案して撮像条件をて，学会が設置したワーキンググループによって決めても差し支えない．

策定されたものである．

また，画質は被検者の体格に大きく依存し，大きい人は体重あたりの 18F-FDG の投与量 (MBq/

3 ．本ガイドラインの使用法kg) を同じにしても画質が低下することが知られている．本ガイドラインでは標準的な体格を模擬

3.1．ファントム試験について
本ガイドラインのファントム第一試験は，標準したファントムのサイズに加えて，体格の大きい体型の被検者に約 3.7（あるいは 7.4) MBq/kg

ファントムも用いており，体重や体格に応じた至の

18

F-FDG を投与して 1 時間後に撮像すること

適撮像条件をファントムから推定できるようにしを想定した場合に，対バックグラウンド (BG)ている．

比 4 : 1 で大きさ 10 mm の陽性病変を描出するた

3.2．臨床画像の評価法について

めの撮像時間を決める実験である．また，ファン

本ガイドラインの臨床画像評価法の部分は，実

トム第二試験は 2 つの部分からなり， 1 つは与え際に撮像された全身 18F-FDG PET 画像データのられた臨床撮像条件にて対 BG 比 4 : 1 でさまざ

画質を評価するための物理学的指標について，被まなサイズの陽性病変の描出能を評価する実験で検者雑音等価計数および肝 SNR の計算法と目安あり，もう 1 つは空間分解能を十分なカウントのが書かれている．

もとでの部分容積効果から推定する実験である．

日常得られる臨床画像の画質はさまざまであPET 装置が新しい機種で，撮像条件に関するり，画質の悪いデータを診療や臨床研究などに使情報が少ない場合には，まず本ガイドラインのうときは注意を要する．しかしファントムと異なファントム第一試験を行って至適撮像条件を決り，同じ被検者に対して異なる条件で繰り返し検め，さらに第二試験を行って決めた条件での陽性

査し撮像することは倫理的にも費用面でも困難で病変描出能の評価と空間分解能の推定を行うのがある．そこで，撮像された画像を事後にチェック望ましい．一方，その機種がすでに使用されていして画質不良のものは研究データとして使わなて臨床撮像条件がある程度定まっている場合や，い，あるいは注意して使うようにし，画質不良が定期点検やバージョンアップ後等に性能チェック

続出する場合には撮像条件を再考するなどの対策を行う場合には，第一試験を省略し，第二試験にが必要である．そのために，本ガイドラインでてその臨床撮像条件での陽性病変描出能の評価とは，実際に撮像された臨床画像の画質評価法を提

空間分解能の推定を行えばよい．

案した．

画像再構成条件は，空間分解能と画質に影響す

最終的には読影医師や担当技師が画質を視覚的る．本ガイドラインでは，メーカー推奨あるいはに確認するべきであるが，より簡便で客観的に評380

核医学技術価できるように，本ガイドラインでは画質の物理

Vol. 33 No. 4（2013)

学的指標と目安を提案した．しかし，これも体格

5 ．用語の定義

や機種によって微妙に変わりうるため，本ガイド

5.1．用語の定義

ラインに記載した値は基準ではなく，あくまで目"PET 装置 (Positron Emission Tomograph）

安である．本ワーキンググループでは，いくつか陽電子を放出する放射性同位元素の消滅放射線の機種に対してこの指標の妥当性を評価したが，を，同時計数によって検出する断層撮影装置．

すべての機種，体格，諸条件で確認したわけでは"PET/CT 装 置 (Positron Emission Tomograph/

ない．今後，さらに多くの機種やさまざまな条件

Computed Tomograph）

でのデータを収集し解析して，画質の指標をよりPET 装置に X 線コンピュータ断層撮影装置が正確で有用なものにしていく方針である．

組み合わされた装置，または PET/CT 装置と臨床の画質は，カウントや分解能などの物理学

して最適化された装置．

的性質以外に，血糖，待機時間，安静状態，排尿"視野 (FOV : Field of View）

状態，撮像中の体動など，さまざまな因子に依存

PET 装置で計測および画像再構成される体軸するので，本ガイドラインが提案する NEC や肝方向視野とそれと直交する断面視野で規定されSNR だけで診断能を評価できないことは言うまた三次元空間領域．

でもない．

"体軸方向視野 (AFOV : Axial Field of View）

このように本ガイドラインにはなお不十分な点や限界があるが，全身18

システム軸に平行スライス面．

F-FDG PET 画像が必要"計数率 (Count Rate）

な画質を満たすための至適撮像条件の決め方と画

単位時間あたりのカウント数．

質の判定法を提案した．今後本ガイドラインを改"サイノグラム (Sinogram）

良していくためにも，各 PET 施設にてさまざま

各スライスにおける，投影角度（縦軸座標）をな機種や条件のもとでファントムデータや臨床関数とする被写体の全一次元投影（横軸座標）

データが収集され，意見や考察とともに本学会，の二次元表示．

本ワーキンググループにデータが提供されること"ヘッダ (Header）

を期待する．

データの先頭に付加されるデータ自体に関する情報，またはメタ情報．

4 ．本ガイドラインが適用される装置"空間分解能 (Spatial Resolution）

現在最も普及している PET 装置は PET/CT 装

空間または物体内で識別可能な 2 点間の距離，置であるため，本ガイドラインでは PET/CT 装

または再構成画像における 2 つの点を弁別する置を対象としている．また，現在 3D 収集が主流

能力．

であるが，装置のなかには 2D 収集が可能な装置"感度 (Sensitivity）もあり，その場合にも本ガイドラインを適用する

単位放射能あたりで検出された計数率 [cps/ことが可能である．その他，テーブル移動式エBq］．
"半値幅 (FWHM : Full Width at Half Maximum）

ミッション・トランスミッション連続収集機能を点または線応答関数における，最大値の半分のもつ装置についても評価が可能である．
ファントム試験はリストモード収集することが高さにおける分布の幅．
"2D 収集 (Two Dimensional Acquisition）

求められるが，リストモード収集ができない装置については文献 1）を参照する．手順書に基づい

セプタ（スライス・シールド）を入れて散乱線た物理的データの算出にあたっては，製造業者かを抑制し，対向する検出器リングと隣り合う検らの協力や製造業者への問い合わせが必要となる出器リング間で同時計数する収集法 (n 層の検こともある．

出 器で は 2n − 1 の 画 像 ス ラ イ ス を 撮 像 で きる）．
"3D 収集 (Three Dimensional Acquisition）
381

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

セプタ（スライス・シールド）を除去してすべ一を補正することであり，“ノーマリゼーショての検出器リング間（または，ほぼすべての検ン (normalization)”と呼称されることもある．

出器間）で同時計数する収集法であり，多数の"標準摂取率 (SUV : Standardized Uptake Value）

三次元投影データから三次元空間内の放射能分腫瘍や臓器における放射性薬剤の取り込みを投布を画像化する．

与量と被検者の体重で補正したものであり，次式にて算出する．一般的に，組織の比重を 1.0"同時計数 (Coincidence Count）
向かい合った 2 個の検出器を用いて，陽電子消[mL/g] と仮定しているため無単位指標となる．

滅における一対の消滅放射線を同時に計測し，SUV＝組織放射能 [Bq/mL]/(投与量 [Bq]/体重

1 つの陽電子消滅の発生を検出する方法．

[g]）"プロンプト同時計数 (Prompt Coincidence Count）
検出された同時計数の総和．

"リカバリ係数 (RC : Recovery Coefﬁcient）
観測される画像の放射能濃度と真の放射能濃度の比である．本ガイドラインでは直径 37 mm"真の同時計数 (True Coincidence Count）
プロンプト同時計数から偶発同時計数と散乱同における球体の最大計数値に対する各ホット球

時計数を差し引いた同時計数，または同じ陽電（直径 28，22，17，13 および 10 mm) の最大計子消滅から発生した一対の光子による同時計

数値の比で定義する（6.9式）．
"信号対雑音比 (SNR : Signal to Noise Ratio）

数．
"偶発同時計数 (Random Coincidence Count）

処理対象の情報における信号と雑音との比率で独立した 2 つ以上の陽電子消滅に起因する消滅ある．本ガイドラインでは肝臓に設定した関心

光子において，片方の消滅光子がたまたま一対

領域 (ROI : Region of Interest) 内の平均画素値の検出器で同時計数され，あたかもその同時計と標準偏差の比を肝 SNR として定義する (7.4

数線上に陽電子が存在したと計測される偽の同式）．
"ボディマス指標 (BMI : Body Mass Index）

時計数．

体重 (w [kg]) と身長 (t [m]) の関係から算出"散乱同時計数 (Scatter Coincidence Count）
一対の消滅光子の片方（または両方）が被写体したヒトの肥満度を表す指数であり，次式にて内で散乱して，それらが同時に一対の検出器で算出する．

計測される同時計数．

BMI＝w/t 2"リストモード (List Mode）"散乱フラクション (SF : Scatter Fraction）

同時計数の事象を時系列で収集する方式．

均一吸収体を測定した場合のプロンプト同時計"飛行時間差 (TOF : Time of Flight）

数に対する散乱同時計数の割合であり，偶発同時計数の影響を無視できる，または偶発同時計

消滅放射線の飛行時間差を検出する技術 (line

数補正が適切に施されている条件下での数値．

of response の書き込みが局所的であるため信号雑音比を向上させることができる）．

"雑音等価計数 (NEC : Noise Equivalent Count）
真の同時計数の 2 乗をプロンプト同時計数で除

5.2．規格の記号

した計数．本ガイドラインでは，ファントム雑ある量に対して記号を使用した表記を本ガイド

音等価計数を NECphantom（6.3式）で，被検者ラインでは使用する．基本的な量を規定するため

雑音等価計数を NECpatient（7.1式）と NECdensityに，規格の下付き文字を使用する．記号について（7.3式）で定義する．

は下付き文字列 xxx で表し，独立変数の関数とし"減弱 (Attenuation）て説明されている量は Q (x) のように記号表記

放射線が被写体を通過するときに人体組織またする．ここで，x は関係する文言において定義さは吸収体によって吸収・散乱され減弱されるこれた変数を表す記号である．この章では本ガイドとであり，“吸収”と呼称されることもある．

ラインにおける複数の節で使用される規格の記号のみを記載する．本ガイドラインにおいて 1 ヶ所

"検出器効率補正
同時計数の組み合わせごとに異なる感度の不均の節のみで使用される記号については，その節で382

核医学技術Vol. 33 No. 4（2013)"放射性同位元素の半減期 (T1/2) : ある放射性記述する．
"計数 (Cxxx) : 同時計数

核種における原子核の数が半分に減衰する時間

CH ― 関心ホット領域内の同時計数値（また間隔であり，本ガイドラインでは 18F の半減期は画素値）

を109.8分と定義する．
"率 (Rxxx) : 1 秒あたりの同時計数であり，同時CB ― 関心 BG 領域内の同時計数値（または計数値を測定時間 Tacq で除算した値で定義す

画素値）

る．

"放射能 (Axxx) : 放射性原子核の単位時間あたりの崩壊数

Rt ― 真の同時計数率

A0 ― 時刻 T0 における初期放射能

Rs ― 散乱同時計数率

Aave,j ― j 番目の収集に対する平均放射能

Rr ― 偶発同時計数率

Acal ― 校正時刻 Tcal における放射能

RNEC ― 雑音等価計数率

ある収集の開始時刻 T0 での初期放射能 (A0)

"時間 (Txxx) : 秒で測定された時間

は，ドーズキャリブレータあるいはウェルカウ

T1/2 ― 1 半減期の時間間隔ンタを用いて時刻 Tcal で記録された放射能 Acal

Tacq ― 測定時間により，次式によって求める．

Tj ― 収集 j の開始時刻

T cal−T 0( T

A 0＝A cal exp

Tcal ― ドーズキャリブレータあるいはウェル

)

ln 2

1/2

カウンタの測定時間"体積 (V) : milliliter [mL] 単位で測定された物

ここで，T1/2 は使用する放射性同位元素の半理的な体積減期である．
ある特定の収集に対する平均放射能 (Aave) は，
収集開始時の放射能 A0，その放射性同位元素の半減期 T1/2 および収集時間 Tacq により，次性能の異なるさまざまな機種の装置を使用している各施設において，一定以上の画質を担保する式によって求める．
A ave＝

6 ．ファントム試験手順書と評価基準−T acq

A 0 T 1/2
ln 2 T acq( ){ l−exp( Tには，同一条件で作成した同じ放射能分布をもつ

)}

ln 2

1/2

ファントムを使用し，各施設で用いられている収初期放射能 Aj をドーズキャリブレータあるい

集条件と画像再構成条件によって PET 画像を得はウェルカウンタで測定し，j 番目の収集の開てから画質を評価すればよいと考える．ファント

始時刻 Tj に時間減衰補正した放射能 Acal によム試験は，当該施設における装置の機種ごとに適り，次式によって求める．

切な撮像条件と再構成条件を決定するために行う

T cal−T j( T

A j＝A cal exp

1/2

第一試験と，与えられた撮像条件と再構成条件が

)

ln 2

許容される画質と分解能を有するかを判定するた"放射能濃度 (axxx) : 単位体積あたりの放射性原めに行う第二試験とで構成されている．

子核の崩壊数PET 装 置 の 新 規 導 入 時 や 装 置 の 大 幅 な バー

aH ― ホット領域内の放射能濃度

ジョンアップの際には，第一試験を行って条件を

aB ― BG 領域の放射能濃度決定してから引き続き第二試験を行い，撮像と再ある体積 V に一様に分布した放射能の放射能

構成条件を確認することを推奨する．また当該施濃度は，放射能 Axxx を一様に分布した体積 V

設で既に実施している撮像条件と再構成条件があで除算し，次式で求める．

る場合には，第二試験だけを行って条件を確認す
ればよいが，条件を見直す必要がある場合には第

A xxx

(V )

a xxx＝

一試験（引き続き第二試験）を行うことを推奨す

また，平均放射能濃度は次式で求める．

る（図6.1参照）．加えて，ヒトの視覚は連続的かつ軽微な変化に鈍感であるため，少なくとも年

A ave

(V )

a ave＝

1 回は定期的な確認を行う必要があること，第二383

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

核3304,05-6-1

図6.1

ファントム試験のフローチャート

試験は 10∼37 mm 径すべてのホット球に BG 領

2.65 kBq/mL (185 MBq/70 kg≒2.65 kBq/mL) に域の 4 倍となる放射能濃度が封入されるため，第おいても試験する．本来，視野外散乱線の影響を二試験で正確な描出能評価ができないことに注意

考慮するために散乱ファントムを合わせて使用すする．

ることが望ましいが，本ガイドラインでは使用に6.1．第一試験制限を設けない．
同一の PET 装置であっても描出能および PET

第一試験では，10 mm 径のホット球のみに対18

F-FDG 溶液を封画像の画質は計数統計量に大きく依存し，投与量入した胴体ファントムを作成して描出能を評価すが一定量の場合には収集時間に依存する．そこる．本 ガ イ ド ラ イ ン で は，NEMA NU 2-2007

で，10 mm 径ホット球の位置は胴体ファントム

BG 比が 4 : 1 の放射能濃度の2)Standard （以下，NEMA 2007) で規定されていの作製者のみが知り得るものとし，リストモード

る胴体ファントムを用いる．本ファントムのサイ収集等によって収集時間が 1 ∼10分の PET 画像

ズはおおよそ体重 60 kg のヒトの断面積に相当す

を再構成する．収集時間を変更した場合の当該装る（8.2項参照）．ファントムの BG 領域に封入す

置の画像再構成条件における描出能を評価する．

る放射能濃度は NEMA 2007 に準じ，5.30 kBq/

6.1.1．目的mL と す る（こ の 設 定 根 拠 は 370 MBq/70 kg ＝

対 BG 比が 4 : 1 で直径 10 mm のホット球の描5.30 kBq/mL であることによる）．デリバリー施出を担保するための撮像条件を決定する．また，設においても検定時刻の90分前から60分前に薬剤

胴体ファントムにおける SUV の精度を評価すが供給されるため

3,4)，325∼270 MBq が実投与

る．

量となるが，より低い投与量で臨床撮像が行われることもあるので，その半分の放射能濃度である384

核医学技術Vol. 33 No. 4（2013)

時刻 (Tcal) を正確に記録する．

6.1.2．試験方法(3）前 項 で 調 整 さ れ た 18 F-FDG 溶 液 を 胴 体

6.1.2.1．事前準備
胴体ファントムの容積はファントムの個体差に

ファントム内の BG 領域に入れた 4 分の 1 の量のより異なることがあるため，メスシリンダー等を水に注入する．このときシリンジ内に 18 F-FDG

使用し，BG 領域の全容積 (VBG [mL]) を測定すができる限り残留しないようにする．また，使用る．

したシリンジはドーズキャリブレータで測定し，式6.1より，試験に必要な18

シ リ ン ジ 内 に 残 存 し た 18 F-FDG の 放 射 能 量

F-FDG の放射能

(A0 [MBq]) を計算し，試験当日に用意するよう(Ares) と計測時刻 (Tres) を正確に記録する．
(4）調整後の放射能 (Acal) からシリンジ内に手配する．

残存した 18 F-FDG の放射能量 (Ares) を減算し，

V BG
A 0＝5.30×10 −3×
[MBq]
−T m
exp
×ln 2
109.8

(

計測時刻 (Tcal) における正味放射能 (Anet) を算)出する（減算する際の Ares は Tcal から Tres まで(6.1)の経過時間による減衰を考慮する）．

ここで，ln 2 は e を底とする 2 の対数であり，(5）できるだけ気泡が発生しないように注意しTm はファントムを作成するために要する時間

ながら溶液を十分に撹拌する．

[min] である．

6.1.2.2.2．ホットスポット (10 mm 径）の作成(例）胴体ファントムの BG 全容積 (VBG) が(1）第一試験に引き続き第二試験も行う予定が10,015 mL，ファントムを作成するために要する

あ る 場 合 に は，撹 拌 し た 18 F-FDG 溶 液 の 一 部

予定時間 (Tm) が90分間の場合，胴体ファントム（約 50 mL) をシリンジで抜き取り，10 mm 径の作成開始時刻 T0 における本試験に必要な放射能

ホット球のみに封入する．シリンジ内に残存す(A0) は式6.2のとおり示される．

る 18 F-FDG は第二試験に使用するため，遮蔽容

10,015
A 0＝5.30×10 ×
−90
exp
×ln 2
109.8
−3

(

器内で保管する．
(2）第一試験のみを行い，引き続き第二試験を)行わない場合には，撹拌した 18 F-FDG 溶液の一(6.2)

部（約 1 mL) をシリンジで抜き取り，10 mm 径

F-FDG の放射能が上記の放のホット球のみに封入する．シリンジ内に残存す

射能量と異なる場合でも，エミッション収集開始

る 18 F-FDG 溶液は BG 領域に戻す．このときシ時刻を調整することでファントム試験を行うこと

リンジ内に 18 F-FDG 溶液ができる限り残留しなが可能である．

いようにする．

＝93.7[MBq]
なお，準備した

18

6.1.2.2．胴体ファントムの作成方法

6.1.2.2.3．BG 領域の放射能濃度の作成

6.1.2.2.1．BG 領域の 4 倍の放射能濃度の作成(1）胴体ファントムにホット球を有する蓋を取(1）データ収集開始予定時刻の約 2 時間前までり付ける．このとき蓋の円周角度はランダムとに胴体ファントムの BG 領域に全容積 (VBG) のし，ホット球の位置はファントム作成者のみが知4 分の 1 の量の水を入れる．ここで使用する水ることとする．

は，不純物および気泡を含まない方が望ましいこ(2）胴体ファントムの BG 領域にできるだけ空とから，蒸留水もしくは精製水を使用する．
18

気が入らないように注意しながら水を追加して満F-FDG の放射能を定期的に校た す．こ れ に よ り BG 領 域 の 放 射 能 濃 度 は 10

正されたドーズキャリブレータで測定し，上記式

mm 径のホット球に入れた 18 F-FDG 溶液の放射6.1で求められた放射能 (A0) となるように調整

能濃度の 4 分の 1 となる（作成した 2 種類の放射する．このとき使用するドーズキャリブレータの能濃度の溶液については，サンプルを採取後に容校正方法は当該施設のマニュアルに従うか，また

量と放射能を実測し，正しい放射能濃度に調整さ(2）用意した5)

れているかを確認することが望ましい）．

は FDG-PET 撮像技術ガイドライン を参照する．調整後の放射能 (Acal) および放射能の計測385

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)には正味放射能 (Anet) を入力する．

6.1.2.2.4．ファントムの完成(1） 4 分の 1 の放射能濃度となった BG 領域
18

エミッション収集は，リストモード収集を用い

F-FDG 溶液の一部 (50 mL 程度）をシリンて最低12分間の収集を行う（もしくは 1 分間のスジに採取し，10 mm 径以外のすべてのホット球

タティック収集を連続で最低12回繰り返し，収集に採取した BG 溶液を満たす．シリンジ内に残存されたエミッションデータを任意の範囲で加算す

する溶液は BG 領域に戻し，できるだけ空気が入る手法を用いてもよい）．これらの撮像にあたっらないように注意しながら水を追加して BG 領域ては，必ずプロンプト同時計数および偶発同時計を満たす．このとき使用したシリンジ内に溶液が数の値がサイノグラムヘッダ等に記録される収集できる限り残留しないようにする．

方法を用いる．

の(2）BG 領域およびホット球のすべてに溶液が6.1.2.4.3． 2 回目スキャンの実施

封入されていることを確認し，ネジ留めをする．

より低投与量を模擬した収集を行うため，5.30

なお，準備する備品を含めた胴体ファントムのkBq/mL となる収集開始時刻 (T5.30) から 1 半減作成方法の詳細に関しては，「がん FDG-PET/CT期後の 2.65 kBq/mL（± 5 ％以内）となる時刻

撮像法ガイドライン ファントム試験マニュアル(T2.65) からもリストモード収集等を用いて，前―NEMA IEC ボディファントムの準備∼撮像手

項と同様に最低12分間の収集を行う．

順∼解析まで―Ver. 1.00｣ を参照されたい．

6.1.2.5．リストモード収集ができない機器についての対応6.1.2.3．散乱ファントムの作成（任意）
視野外からの散乱線の影響を考慮する場合に第一試験はリストモード収集によって施行されは，NEMA 2007 で規定されている長さ 70 cm のる．しかし，この方法で収集が不可能な場合，取試験ファントムを用いる．ファントムの配置を含得する計数や計数率が異なることが推測される．

めた詳細に関しては文献 1）を参照する．

リストモード収集ができない機器は文献 1）を参照して可能な限り計数率を近づけた収集を行う．

6.1.2.4．データ収集

連続テーブル移動にてエミッション・トランス

6.1.2.4.1．ファントム配置
胴体ファントムを装置の寝台上に配置する． X

ミッション連続収集の同時収集を行う機器では，

線 CT 画像や水平計を用いて，ファントムが水平

収集時間はテーブル移動速度の設定に反映される

かつすべてのホット球の中心が FOV の中心にくが，本実験ではテーブルを静止させて前述の方法

るように慎重に配置する．

で収集し，同じように 1 分から10分までのさまざ

6.1.2.4.2． 1 回目スキャンの実施

まな収集時間のデータを作成する．後に述べる評

撮像開始時点で 5.30 kBq/mL（± 5 ％以内）と価方法にしたがって 10 mm 径のホット球を検出なる時刻 (T5.30) からエミッション収集を開始すするための推奨収集時間を得たのち，あらためてる．

その収集時間をテーブル移動速度に換算する1)．

(1）Tcal から収集開始時刻までの時間減衰を利用して，A net×10
V BG

6.1.2.6．データ処理−3

6.1.2.6.1．画像再構成パラメータ＝5.30 kBq/mL となる時刻か収集されたエミッションデータを臨床で用いるら収集を開始する［シリンジ内の残存放射能量

画像再構成パラメータ（もしくは使用機種のデ(Ares) が 0 MBq の場合には，胴体ファントムに

フォルト画像再構成パラメータ）にて画像再構成

18

F-FDG の放射能の計測時刻 (Tcal) かする．このとき，再構成視野の設定 (FOV，拡大らファントムを作成するために要する予定時間率など）や各種補正（減弱補正，ノーマリゼー

Tmが経過した時点 (Tcal＋Tm) で収集を開始してション補正，時間減衰補正，偶発同時計数補正，も同じである］．

散乱補正など）は臨床に用いる方法と基本的に同封入した(2）撮像のセットアップにあたっては「体重」

様の方法を用いる．

「計にはファントムの BG 容量 (VBG /1,000 kg），

6.1.2.6.2．画像再構成の実施

測（投与）時刻」には計測時刻 (Tcal），「放射能」
386"収 集 開 始 時 刻 (T5.30) ± 0 分，収 集 時 間 1 ，

核医学技術Vol. 33 No. 4（2013)

6.1.3.2．ファントム雑音等価計数 (NECphantom)

2 ，3 ，…，10分"収 集 開 始 時 刻 (T5.30) ＋ 1 分，収 集 時 間 1 ，の評価

2 ，3 ，…，10分

サイノグラムヘッダ等を参照し，以下の式によ"収 集 開 始 時 刻 (T5.30) ＋ 2 分，収 集 時 間 1 ，り NECphantom [Mcounts] を算出する．

2 ，3 ，…，10分"収 集 開 始 時 刻 (T2.65) ± 0 分，収 集 時 間 1 ，NEC phantom＝(1−SF ) 2

2 ，3 ，…，10分(T＋S ) 2(T＋S )＋(1＋k)fR[Mcounts]"収 集 開 始 時 刻 (T2.65) ＋ 1 分，収 集 時 間 1 ，(6.3)

ここで，SF は散乱フラクションであり，当該

2 ，3 ，…，10分

機種の文献値1,6~11) もしくは実測値である．ま"収 集 開 始 時 刻 (T2.65) ＋ 2 分，収 集 時 間 1 ，た，R は偶発同時計数，T＋S はプロンプト同時

2 ，3 ，…，10分の計60セットとする [PET 画像は統計変動（ゆ計数から偶発同時計数を減算した計数［真の同時らぎ）の影響を受けることから，各収集時間の画

計数 (T) と散乱同時計数 (S) の合算値］，f は像を各収集開始時刻（基準時刻，基準時刻＋ 1

ファントム断面積が撮像視野断面積に占める割合

分，基準時刻＋ 2 分）で計 3 セットを作成して評

である．

価する］
．

f＝

6.1.3．試験結果の評価方法

Sa
πr 2

(6.4)

ここで，Sa はファントム断面積 [cm2］，r は断6.1.3.1．描出能の視覚評価
前項で得られた PET 画像について視覚評価を

面検出器間距離 [cm] の 1/2 である．ファントム

行い，10 mm 径のホット球の描出能を評価する．

断面積は使用する胴体ファントムにより個体差が本評価はファントム試験を行った担当者以外の者あるため， X 線 CT 画像や設計仕様書から算出すが実際の読影環境で行う．視覚評価について，本るか，ファントムの製造・販売元から入手する．

ガイドラインでは以下に準じて行うことを推奨す

また，k は偶発同時計数の補正方法による係数でる．

あり，遅延同時計数による実測の場合は 1 ，それ"評価は PET 核医学認定医が行う．複数の PET

以外は 0 を代入する．
6.1.3.3．％バックグラウンド変動性 (N10 mm)

核医学認定医が不在である場合には核医学専門の評価

医や核医学専門技師らが評価を行う．

6.1.2.6項で得られた PET 画像でホット球が最"実際の臨床で PET 画像の読影に使用するワーも明瞭に描出されたスライスを中央とし，±1 cm

クステーション端末で行う．

と ±2 cm のスライス（計 5 スライス）上に12個"画像を表示するカラールックアップテーブルはの 10 mm 径の円形 ROI を設定して BG 領域におInvert Gray Scale とする．

ける計数を測定する2)．ROI 測定は PET 画像ス"表示ウィンドウレベルは下限を SUV＝0，上限ライスの image position (DICOM tag : 0018,5100)

を SUV＝4 とし，固定する．
"すべての画像スライスを用いて評価する．

を確認した後，center，center ＋1 cm，center −1"短時間収集の画像から順次表示して視覚評価を

cm，center ＋2 cm，center −2 cm 程度の計 5 ス
ライスについて行う（必ずしも連続した 5 スライ

行う．
"評価基準は，10 mm 径のホット球が識別可能

スではないことに注意が必要である）．以下の式

な 場 合 に は 2 点，識 別 可 能 だ が 10 mm 径 のにより各収集開始時刻の N10 mm を算出し， 3

ホット球と同程度のノイズを認める場合には 1セットの画像の平均値を算出する．

点，識別不可能な場合には 0 点とする．

N 10 mm＝

各収集時間（ 1 ∼10分）について，各収集開始

SD 10 mm×100(％)C B,10 mm(6.5)

ここで，SD10 mm は BG 領域に設定した ROI

時刻（基準時刻，基準時刻＋ 1 分，基準時刻＋ 2
分の 3 セット）の評価点数を平均して評価する．

計数の標準偏差であり，次式で計算する．
387

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)
K

6.1.3.5.3．評価方法

k＝1

BG 領域の平均 SUV (SUVB,ave) を以下の式よSD 10 mm＝ Σ (C B,10 mm,k−C B,10 mm) 2/(K−1)

!

(6.6)

り算出して SUV の精度を評価する．

ここで，K は60（ 5 スライス上の12個の ROI，計60個）である．

K

SUV B,ave＝Σ SUV B,37 mm,k/K

(6.8)

k＝1

ここで，SUVB,37 mm は直径 37 mm の円形 ROI

6. 1. 3. 4．10 mm ホッ ト 球 の％ コ ン ト ラ ス トから算出した BG 領域の平均 SUV であり，K は(QH,10 mm) の評価

12（12個の ROI) である．

6.1.2.6項で得られた PET 画像でホット球が最も明瞭に描出されるスライスにおいて，直径 106.1.4．試験結果の判定
対 BG 比が 4 : 1 で直径10 mmのホット球を検mm の円形 ROI により 10 mm ホット球と BG 領
2)域の測定 を行い，以下の式により QH,10 mm を出するため，視覚評価において評価点数の 3 セッ

算出して評価する．

ト平均が1.5点となった収集時間（すなわち評価

Q H,10 mm＝

C H,10 mm/C B,10 mm−1×100(％)
a H/a B−1

者の半数以上が10 mm径のホット球が描出できて(6.7)

いると判断した収集時間）で撮像することを推奨

ここで，CH,10 mm は 10 mm 径ホット球に対すする．また，厳密には物理学的指標は機種によっる ROI 内の平均画素値，CB,10 mm は直径 10 mmて 異 な る が，NECphantom ＞ 10. 8 [Mcounts］，の円形 ROI (n＝12) から算出した BG 領域の平N10 mm ＜5.6（％），QH,10 mm/N10 mm ＞2.8（％）

均画素値，aH はホット球内の放射能濃度 [Bq/を基準値とする（この基準値の根拠については付

mL］，aB は BG 領域の放射能濃度 [Bq/mL] であ

録データ9.1.2項を参照）．
また，SUVB,ave は胴体ファントムの SUV である．
ROI 測定時の注意点として，画像の拡大表示

るため，理論値1.00に限りなく近い値が得られる（もしくは画素数を増やす）処理を行わずに ROIことが望ましい（この数値の根拠については付録測定を行った場合には，ROI の位置が 1 画素ず

データ9.1.4項を参照）．

れた場合でも部分容積効果の影響を受けて測定値

6.2．第二試験が大きく変化してしまう．したがって本ガイドラ

ファントム第二試験は， 2 つの目的からなる．

インでも，ピクセルサイズが 1 mm 以下になるよ

1 つ目は，与えられた臨床撮像条件にて各大きさ

うに画像を補間拡大し，その拡大画像の上で円形のホット球の描出能を確認することであり， 2 つ

ROI を設定することを推奨する（拡大表示処理

目は十分なカウントのもとで与えられた画像再構

は，画素値の補間によって評価値に影響を及ぼす

成条件での各ホット球のリカバリ係数を測定し空ことに注意を要する）．

間分解能を評価することである．

6.1.3.5．ファントムSUV (SUVB,ave) の精度

近 年，PET 画 像 は 統 計 的 画 像 再 構 成 法

評価(OSEM，RAMLA，DRAMA 法 な ど）を 用 い て

6.1.3.5.1．測定対象

画像再構成されることが多い．統計的画像再構成

ファントム第一試験を実施した場合には6.1.2.

法では，専ら画像再構成後にノイズ低減すること6項で得られた収集時間が10分の PET 画像 3 セッを目的とした，平滑化フィルタによるスムージン

トのうち，いずれか 1 セットを使用する．ファン

グ処理が行われる．一方，統計的画像再構成法でトム第二試験のみを実施した場合には次項6.2.2.

は，適切な画像再構成パラメータを用いなければ3項で得られる臨床撮像条件に近い計数統計量を

画素値は収束せず定量性が悪化し，フィルタ処理

取得可能な収集時間の PET 画像を使用する．

によって更に画像分解能は低下する．そこで，十6.1.3.5.2．測定方法

分な時間にわたり収集したデータを画像再構成

ホット球が最も明瞭に描出されたスライスのし，リカバリ係数を評価することで分解能を評価

BG 領域に，37 mm 径の円形 ROI を12個設定すする．空間分解能の測定は，NEMA 2007 では点る．

線源を用いるが，本ガイドラインでは臨床に即し388

核医学技術Vol. 33 No. 4（2013)て，十分な計数統計量のもとでのホット球のリカ

る． X 線 CT 画像や水平計を用いて，ファントム

バリ係数にて評価する．本ガイドラインのファンが水平かつすべてのホット球の中心が FOV の中

トム第一試験および臨床画像評価では，一般に平心にくるように慎重に配置する．

滑化フィルタサイズを大きくする方がよい成績が6.2.2.2．データ収集得られる傾向があるため，第二試験で十分な分解(1）臨床条件に近い計数統計量を得る条件と，能があることを確認する．

十分な計数統計量を得る条件の，計 2 回のエミッ

的ションスキャンを行う．臨床条件に近い計数統計

6.2.1．目第一に，与えられた臨床撮像条件にて各大きさ量を得る条件の撮像およびテーブル移動式エミッのホット球の描出能を確認し，コントラストおよ

ション・トランスミッション連続収集機能をもつ

び BG 領域の均一性を評価する．第二に，十分な装置での撮像にあたっては，文献 1）を参照す

時間（30分）の撮像を行い，与えられた画像再構

る．
(2）第二試験のみを行う場合には，エミッショ成条件のもとで，種々の大きさのホット球のリカバリ係数から分解能を推定する．

ンスキャンはファントム内の放射能濃度が 2.65

6.2.2．試験方法

kBq/mL（± 5 ％以内）になる時刻からスタート

第二試験は第一試験に引き続いて行うこともでする．

き，また第二試験のみを行うこともできる．第一(3）第一試験のあと，引き続いて第二試験を行18

試験に引き続いて行うときは， F-FDG が減衰

う 場 合 に は，第 一 試 験 開 始 時 刻 (370 MBq/70

しているので，撮像時間の設定に注意する．

kg＝5. 30 kBq/mL) か ら 2 半 減 期 後，す な わ ち

6.2.2.1．試験ファントム作成

ファントム内が 1.325 kBq/mL（± 5 ％以内）と(1）第一試験を行わず第二試験のみを行う場合

なる時刻からファントムのデータ収集を開始す

は，第一試験における胴体ファントム作成手順にる．したがって，撮像時間を前記（1）で決めた

準じて作成を行う．ホットスポット (10 mm 径）

時間の 2 倍に設定する．

の 作 成 手 順 に お い て，10 mm 径 の ホッ ト 球 に(4）撮像のセットアップにあたっては「体重」

18

F-FDG 溶液を封入したのち，13∼37 mm 径すにファントムの BG 容量 (VBG /1,000 kg) を入力

べてのホット球に BG 領域の 4 倍となる放射能濃し，放射能量および計測（投与）時刻には放射能度を封入する．その後，同様に BG 領域の放射能量測定時の値を入力する（シリンジ内に残存放射濃度がホット球に入れた

18

能量があった場合には減算する）．

F-FDG 溶液の放射能

濃度の 4 分の 1 となるようファントムを作成す(5）臨床撮像条件に近い計数統計量が得られる

る．

収集時間でのスタティック収集を行ったのち，続(2）第一試験を行ったあとで引き続いて第二試

いてリカバリ係数算出のため，十分な計数統計量

験を行う場合には，第一試験にて使用したファンが得られるように30分間のスタティック収集を行

トムの 10 mm 径ホット球以外の

18

F-FDG をシリう．これらの撮像にあたっては，必ずプロンプト

ンジを用いて取り除き，BG 領域の 4 倍の放射能

同時計数および偶発同時計数の値がサイノグラム

濃度の

18

F-FDG 溶液（第一試験にてシリンジにヘッダ等，参照可能な形式で記録される収集方法

とっ て お い た も の）を 10 mm 径 以 外 の 5 個 のを用いる．

ホット球にも封入する．この際，球内の残存液6.2.2.3．画像再構成(BG 領域と同濃度）の影響を少なくするため，収集したエミッションデータは，第一試験で得18

F-FDG 溶液で 3 ∼ 5 回程られた画像再構成パラメータ，または臨床に適用

度，封入と吸引を繰り返す．これにより，すべてする再構成パラメータにて画像再構成する．この4 倍の放射能濃度ののホット球内の
領域の

18

18

F-FDG 溶液の放射能濃度と BG

とき，再構成視野の設定 (FOV，拡大率など）や

F-FDG 溶液の放射能濃度が 4 対 1 とな

各種補正（減弱補正，ノーマリゼーション補正，る．

時間減衰補正，偶発同時計数補正，散乱線補正な(3）胴体ファントムを装置の寝台上に配置すど）は臨床で用いる方法と同様の条件とする．
389

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

によって，第一試験で求めた撮像条件下（もしく6.2.3．試験の評価方法

は既に決められていた撮像条件）で，さまざまな

6.2.3.1．十分な計数統計量における分解能の被検者で一定の画質が確保できるかどうかを確認

評価
30分間のスタティック収集により得られたエ

する．

ミッションデータを画像再構成し，ROI 測定を

7.1．目

的

臨床検査で撮像された PET 画像の画質を物理行い各ホット球 (j) のリカバリ係数を評価する．
ROI 測定では最大計数値を記録し，下式にから学的指標にて評価する．

リカバリ係数 (RC) を算出する．

7.2．評価対象

RC j＝

Cj
C 37 mm

対象画像は，全身（少なくとも頭蓋底から骨盤(6.9)

まで）の 18 F-FDG PET 画像であり，肝臓には異ここで，C37 mmは37 mmのホット球の最大計数

常集積がない例が望ましい．また，巨大で強い異値であり，Cj は各ホット球jの最大計数値である．

常集積がある例や，コントロール不良の糖尿病，

6.2.3.2．臨床撮像条件に近い計数統計量にお腎不全，前日激しい運動をした例，絶食が守られていない例，当日高血糖である例，注射もれのあける画質評価
臨床撮像条件に近い計数統計量を有するエミッる例，待機中安静が守られない例，撮像中明らか

ションデータから％バックグラウンド変動性，10な体動のある例， X 線 CT に起因する減弱補正

mm径ホット球の％コントラストおよびファント

アーチファクトのある例など，18 F-FDG 分布が

ムSUVを算出する．

通常と大きく異なる例や撮像上の問題がある例(1）N10 mm（6.5式参照）

は，本ガイドラインで十分な画質評価ができない(2）QH,10 mm（6.7式参照）

可能性があることに注意する．

(3）各ホット球の描出能の確認

7.3．撮像条件と画像再構成(4）SUVB,ave（6.8式参照）

撮像条件と画像再構成条件は，当該施設における装置の臨床撮像条件に従うが，本ガイドライン

6.2.4．試験結果の判定
10 mm ホット球における分解能 (FWHM) がのファントム第二試験を満たす画像再構成条件を

10 mm 以下となる，すなわちリカバリ係数が0.

用いることとする．

38（この推奨値の根拠については付録データ9.1.

7.4．評価方法

3項を参照）よりも大きくなる再構成条件を推奨

減弱補正された PET 画像および X 線 CT 画像する．また，臨床撮像条件での画像にて，評価しの DICOM 画 像 を 用 い て 評 価 す る．ま た，

た QH,10 mm および N10 mm がガイドラインの基準

NECpatient と NECdensity の算出に必要なベッド位

値以上（第一試験6.1.4項を参照． NECphantom ＞

置ごとのプロンプト同時計数と偶発同時計数に関

10.8 [Mcounts］，N10 mm ＜5.6 (％），QH,10 mm /するデータを用いて評価する．

N10 mm ＞2.8 (％)) であり，視覚的にも 10 mm

7.4.1．被検者データの計数値の抽出

径のホット球が描出されていることを確認する．

(1）収集方法は 2D 収集，3D 収集のいずれでまた，SUVB,ave は胴体ファントムの SUV であもかまわないが，必ずプロンプトおよび偶発同時るため，理論値1.00に限りなく近い値が得られる

計数の値がサイノグラムヘッダ等に記録される収ことが望ましい（第一試験6.1.4項を参照）．

集方法を用いる．
(2）撮像したデータから，体幹部（頭蓋底より7 ．臨床画像の評価法と評価基準

大腿基部まで）の全ベッドポジションにおけるプ

臨床画像は，被検者の体格や血糖値などに依存

ロンプトおよび偶発同時計数の値を抽出する．

して画質が変化するため，必ずしもファントムの(3）被検者の NECpatient と NECdensity を，7.1
式および7.3式を用いて算出する．

結果をそのまま適用できるとは限らない．そこ
で，さまざまな体格の被検者の臨床画像における(4）評価対象は脳および膀胱部を除いた頚部か

画質および物理学的指標を定量的に評価すること

ら腹部までの領域とする．スキャノグラムを参照
390

核医学技術Vol. 33 No. 4（2013)

することで，対応する撮像範囲およびベッド位置の特定は可能である．

核3304,05-7-1-1

7.4.2．被検者雑音等価計数 (NECpatient およびNECdensity) の算出
被検者雑音等価計数は測定範囲の軸長で正規化したもの (NECpatient) に加えて，測定範囲の身体体積で割ったもの (NECdensity) を計算することが望ましい．身体体積は X 線 CT 画像，またはトランスミッション画像から各スライスの身体断面積を計算し，それをスライス加算して求める．
本ガイドラインでは，NECpatient を以下の定義
式により定義する．
nΣNEC i

NEC patient＝ i＝1[Mcounts/m]
x/100
ここで，
NEC i＝(1−SF ) 2(7.1)

核3304,05-7-1-2(P i−R i) 2
[Mcounts](P i−R i)＋(1＋k)R i(7.2)

である．Pi は各ベッド i におけるプロンプト同時
計数 [Mcounts］，Ri は各ベッド i における偶発同時計数 [Mcounts］，n は脳と膀胱部を除いた評価
対象範囲のベッド数，x は撮像長 [cm] であり，
k は偶発同時計数の補正方法による係数（遅延同図7.1

時計数による実測の場合は 1 ，それ以外では 0 ）PET と X 線 CT の融合画像（冠状断像）における肝 SNR 解析例

である．
3 スライスに描画した ROI 計数の標準偏差であ本ガイドラインでは，NECdensity を以下の定義

る．

式により定義する．
nΣNEC i
NEC density＝ i＝1×1,000[kcounts/cm3] (7.3)
V patient
ここで，NECi は7.2式より算出し，Vpatient は

7.5．臨床画像における物理学的指標の判定
臨床画像の画質の物理学的指標は，NECpatient＞ 13 [Mcounts/m］，NECdensity ＞ 0. 2 [kcounts/

3

撮像範囲の身体体積 [cm ] である．

cm3］，肝 SNR ＞10 を基準値とする（この基準

7.4.3．臨床画像における肝 SNR 解析

値の根拠については付録データ9.1.6項を参照）．

(1）冠状断像にて肝臓に円形 ROI（直径約 3
主要な血管系を含まないように注意する（図7.

8 ．補足説明（評価するにあたって留意す
べき点）

1）．

8.1．機種による差cm) を 3 つ描画する．可能な限り肝門部および(2） 3 つの ROI 測定から平均値と標準偏差を機種が異なると，感度や固有分解能が異なり，算出し，次式により被検者ごとに肝 SNR を算出

計数率特性や散乱フラクションも変わるので，撮する．

像条件と画質との関係が複雑に変化する．また，

肝 SNR＝

C liver
SD liver

機種が同じでも，画像再構成条件の諸パラメータ(7.4)

が異なると，分解能と雑音の関係が変わり，画質

ここで，Cliver は肝臓部の 3 スライスに描画しも変わる．ファントムを用いるとどの機種においた ROI 計数の平均値であり，SDliver は肝臓部のても同じ放射能分布で実験ができるので好都合で
391

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)あるが，ファントムと実際の臨床とは体格，散乱か，あるいは散乱フラクションをより正確に求め

線の程度，病変と BG の放射能比，視野内外の異ることによって機種に依存しない指標とすること

常集積の有無と程度などが異なるため，解釈にはは，今後の課題である1)．
指標のうち，各種雑音等価計数の計算には散乱注意を要する．
本ガイドラインでは，機種に依存しない指標をフラクションの値が必要であるが，その値は散乱確立させて，それによって画質の品質管理を行う

線評価のために規定された方法2)で測定した文献ことを目標とした．いくつかの機種におけるファ値または別に測定した値（一定値）であって，本

ントム第一試験の結果から，対 BG 比 4 : 1 の 10

ガイドラインで使用した胴体ファントムや臨床検

mm 径のホット球がどこにあるかわからないとき

査で個々に測定したものではない．散乱線は放射に視覚的に正しく検出するための物理学的指標と能分布や減弱体の構造に依存するため，一定値をし て，NECphantom ＞ 10. 8 [Mcounts］，N10 mm ＜用いることは不適切であると考えるが，個別の5. 6 (％），Q10 mm /N10 mm ＞ 2. 8 (％)（お よ び

ファントムや臨床撮像で散乱線を測定することはRC ＞0.38) という基準を提案した．この基準非常に困難であるため，やむを得ず一定値を用いは，厳密には機種によって異なるべきであるが，た．各施設における検討において，本指標が視覚実験の結果おおむねどの機種においても妥当な基評価と合致しない印象があるとすれば，散乱フラ準である（9.1.2項参照）．

ク ショ ン が 不 正 確 で あ る こ と も そ の 一 因 で ある1)．

SUV の精度に関しては，胴体ファントムにおける BG 領域の SUV が限りなく1.00に近づくこ

8.2．ファントム試験の結果と臨床至適撮像条件とを目標とした．これは，胴体ファントムにおけとの関係

る BG 領域の SUV が1.00となるよう封入放射能

本 邦 の 多 く の PET 施 設 で は，被 検 者 に 18 F-

を 調 整 し て い る た め で あ る．SUV は，ク ロ ス

FDG を 3.7 MBq/kg 投与し，約 1 時間後から撮

キャリブレーションや画像再構成条件，各種補正像を開始する．仮に目的部位の撮像時刻を投与後法，正味投与量の算出方法など，装置や測定方法

1 時間 8 分とし，その時点での減衰（65％になが原因となる場合だけでもさまざまな因子の影響る）と尿排泄（20％とする)1) を仮定すれば，撮を受けるが12)，実験の結果おおむねどの機種に像開始時には最初の投与 MBq 数の0.65×0.8＝

対しても精度の高い SUV が算出される（9.1.4

52％が体内にあることになる．脂肪組織を身体全項参照）．

体積の27％と見積もり1)，脂肪組織には分布しな

臨 床 画 像 の 画 質 に 関 し て は，NECpatient ＞ 133いと仮定して，身体比重を 1 とすると，軟部組織[Mcounts/m］，NECdensity ＞ 0. 2 [kcounts/cm ］，（筋，毛細血管など）の放射能濃度は 3.7 MBq/

肝 SNR ＞10（および RC ＞0.38) という基準をkg×1 kg/l×0.52÷0.73＝2.64 MBq/L となる．

提案した（9.1.6項参照）．この条件は「原則満た

す な わ ち，胴 体 ファ ン ト ム の BG 領 域 部 分 にすべき最低限」である．すなわち，機種にも依存

2.65 kBq/mL 入れたときの濃度におおよそ相当

するが，これらを満たしていても画質不良の例がす る（こ の と き，軟 部 組 織 の SUV は 0.8 ÷

あること，また満たしていないときは画質不良の

0.73＝1.1と推定されるが，通常の臨床画像にて可能性が大きいが，常に必ずそうであるとは言え縦 隔 や 腹 部 の 病 変 の な い 軟 部 組 織 の SUV はないことに留意すべきである．各指標の値は機種

1.1∼1.2程度であることが多いので矛盾しない）．

に若干依存する傾向があり，機種によってはこの

胴体ファントムの断面積は，ヒトではおおよそ体基準では厳しすぎて画質がよくても基準を満たさ

重 60 kg（日 本 人 の 標 準 的 な 体 格）に 相 当 す るない例があるもの，逆に甘すぎて基準を満たして（図8.1）．したがって，胴体ファントムの低投与も画質不良の場合があるものなどさまざまであ

量条件 (2.65 kBq/mL) とは，標準的体格 (60 kg)

る．しかし，おおむねどの機種にも妥当であるとの人に 18 F-FDG を 3.7 MBq/kg 投与し約 1 時間

考えて，今回この基準を提案した．機種によって後から撮像を開始した場合に，さまざまな大きさ

よりきめ細かい基準や補正係数を設けるかどうの陽性像病変が対 BG 比 4 : 1 で存在する場合を
392

核医学技術Vol. 33 No. 4（2013)

核3304,05-8-1

図8.1

被検者の体重と腹部断面積との関係ほぼ反映していると考えられる．すなわち，本ガいる撮像時間である 2 ∼ 3 分よりも若干長い．こイドラインのファントム第一試験は，被検者で病のことから，現在多くの機種で標準的体格の患者

変対 BG の放射能比が 4 : 1 の直径 10 mm の病変に通常行われている投与量と撮像条件では，対を検出する撮像時間を求めていることに相当す

BG 比 4 : 1 の直径 10 mm の病変は十分には描出る．ここで注意すべきことは，胴体ファントムにされていない場合が多いと考えられる．実際の臨封入する放射能濃度は 2.65 (≒185÷70) kBq/mL

床画像において，縦隔や腹部に存在する大きさ

すなわち 185 MBq を 70 kg の水に入れた濃度に10 mm で対 BG 比 4 : 1 の病変の SUV は，軟部

近いが，この濃度は臨床検査において 3.7 (＝組織の SUV を1.1として，その 4 倍（4.4）の放185÷50) MBq/kg つまり 185 MBq を体重 50 kg

射能が部分容積効果で0.38倍 (FWHM＝10 mmの患者に投与する場合に相当し，さらに胴体ファに相当．9.1.3項参照）に目減りすると考えると，ントムのサイズは体重 60 kg の日本人の腹部断面

おおよそ SUV＝1.7 となる．このため，通常の積に相当するということである．

臨床読影にて大きさ 10 mm で SUV＝1.7 のどこ

本ガイドラインで示すデータ（9.1.2項参照）にあるかわからない病変を検出することは非常にから，ファントム第一試験の 2.65 kBq/mL 条件

困難であると考える．逆に，実際の臨床ルーチンで直径 10 mm の病変が描出される（視覚スコア

検査では，そのような病変の検出は必ずしも期待が満点の75％以上となる）ためには，多くの機種

されていないともいえる．さらに，PET/CT 装で 3 ∼ 4 分程度（あるいはそれ以上）の撮像時間

置 の 場 合 は X 線 CT 画 像 の 相 乗 効 果 に よっ てが必要であることがわかった．視覚スコアから導PET 画像だけでは検出できない病変が検出されかれた物理学的指標の基準 [NECphantom ＞10.8

ることもある．

[Mcounts］，N10 mm ＜ 5. 6 (％），Q10 mm /N10 mm

大きさ 10 mm で対 BG 比 4 : 1 の病変を臨床で＞2.8 (％)] からも，同様のことが言える．この検出できるようにするためには，現在よりも撮像

撮像時間は，標準体格の人に通常臨床で行われて時間を延長するか，あるいは投与量を増やさなけ393

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

ればならないことになる．これは，現実問題としや偶発同時計数が増加して画質向上が非効率となてかなり難しい．撮像時間の延長は患者負担の増るため）．
どれくらいの体格の被検者で，（大きさ 10 mm

加とスループットの減少となり，投与量の増加は被ばく（被検者と職員）増加と18

F-FDG 生産量

で対 BG 比 4 : 1 の病変検出に）どれくらいの撮増加（許可使用数量の増加）が必要となるため，

像時間が必要かは，大きさの異なる 3 種類のファ臨床検査を対象にこのことを勧告することは現実

ントムを用いて検討した（9.1.5項参照）．本ガイ

18

F-

ドラインで示す物理学的指標の基準は標準的な体

FDG は，検定時放射能量が 185 MBq であるた

格 (60 kg) における数値であるが，体格の大きい

め，デリバリー PET 施設でのこれ以上の投与量

被検者（体重 90 kg) で同等の画質を担保するたは薬事法的にも，また現実的にも難しい．

めには最大で2.2倍の計数を得る必要がある．前的ではない．また，放射性医薬品としての本ガイドラインでの臨床画像の画質の基準

述したとおり投与量の増加は非効率であるため，[NECpatient ＞ 13 [Mcounts/m］，NECdensity ＞ 0. 2

可能な限り撮像時間の延長が望まれる．

3[kcounts/cm ］，肝 SNR ＞ 10（お よ び RC ＞

臨床画像の画質評価に用いられる物理学的指標0.38)（9. 1. 6 項 参 照）
］は，臨 床 検 査 に お い て(NECpatient，NECdensity，肝 SNR) は，体格にあま「原則として満たされるべき品質」を達成するたり依存しない評価指標として期待される．今回のめに推奨する撮像条件を提示するのが目的であ

データは，各施設が通常の方法で撮像し，原則とる．したがって，ファントムの結果を忠実に臨床して当該施設では診断に必要な画質を満たすとさに反映させるのではなく，現在実施されていて診れた画像である．本ガイドラインでも，原則臨床断医も依頼医も一応満足している画像が満たして画像が満たすべき画質の物理学的指標の目安としいる指標値を求めて基準とした．もちろん，特別て，NECpatient ＞ 13 [Mcounts/m］，NECdensity ＞に計画された臨床試験や研究プロジェクトにおい0.2 [kcounts/cm3］，肝 SNR ＞10（および RC ＞て，大きさ 10 mm で対 BG 比 4 : 1 の病変を検出0.38) を提案した．これらの値の BMI との関係することが求められる場合には，このファントム

を 見 る と，肝 SNR は BMI に あ ま り 依 存 し なの結果をそのまま適用した撮像条件で行うことがかっ た が，NECpatient と NECdensity は BMI ＞ 25必要となる．また，本ガイドラインは最低限満たの被検者ではやや低下し，この基準を満たさない

すべき条件を定めたものであるため，各施設が可例が多く見られることがわかった．

能な範囲で画質と診断精度をより向上させるため

このことから，BMI ＞25 の体格のよい患者ににより厳しい条件で画質を管理することは差し支

対しては，各施設とも，現在の条件では画質がやえない．

や不十分である可能性を考えて，撮像条件の再検

8.3．体格と至適撮像条件

討と再調整を行うことが推奨される．

本ガイドラインで調査した施設では通常の臨床検査にて，投与量を体重に比例させて増加させて

9 ．付

録

おり，さらに一部の施設では体重や BMI の大き9.1．評価結果に対する根拠となるデータ

い患者に対して撮像時間をより長くしていた．し9.1.1．ファントム試験

かし，視覚的画質スコアをみると，体重や BMI

各施設において一定以上の画質を担保するにの大きい患者ほど画質が低下する傾向があることは，同一条件で作成したファントムを使用して画がわかった．このことは，現在実施されている撮質を評価すればよいと考えられる．本ガイドライ

像条件では，一般的には，体格増大による画質低ンで提案した手法で，実際にファントム試験を下を十分には補償できていないことを意味する．

行った場合に描出能と分解能が担保されるかを確

体格の大きい患者について，小さい被検者と同程認する必要があった．そこで第 6 章の手順に従っ度の画質を得るには，現在よりも投与量を増やすて胴体ファントムを作製し，実際に各施設に設置

か，もしくは撮像時間を長くする必要がある（投された異なる PET/CT 装置において撮像した．

与量を増やすのは機種にも依存するが数え落とし得られた撮像データを各施設で臨床に使用してい
394

TM

VUE
Point

Discovery
STE
GE

VUE
Point
Plus
FOREOSEMFOREOSEM

BiographLSO
TOSHIBA SIEMENS
Aquiduo

DRAMA

BZ-50

SET-3000
B/L
SHIMADZU

395

CTAC

9,850

566.0

0.3451)

88.6

1

15.7

BGO

4.75×
6.2×
30

CTAC

10,200563.9

0.451)

88.6

1

15.7

BGO

6.3×
6.3×
30

Attenuation
correction
Phantom
volume [ml]Phantomcross-sectional
area [cm2]
System scatter
fraction
Detector ring
diameter [cm]Randomscaling factor
Axial ﬁeld ofview [cm]Crystalmaterial

Crystal size[mm]Voxel size[mm]Matrix size

SmoothingGaussian
3.91 mm
Gaussian(loop),
5.14 mm
4.29 mm(post)
128×128 128×128
3.91×
4.69×
3.91×
4.69×
3.27
3.27

6.3×
6.3×
30

BGO

15.7

1

88.6

0.451)

566.0

9,720

CTAC

128×128
4.69×
4.69×
3.27

Gaussian
5.14 mm

4.0×
4.0×
20

LSO

16.2

1

83.0

0.3411)

6.45×
6.45×
25

LSO

16.2

1

82.4

0.471)

542.8

9,710

10,015563.9

CTAC

128×128
5.31×
5.31×
3.38

Gaussian
6 mm

CTAC

128×128
3.14×
3.14×
2.0

Gaussian
7 mm

6.25×
3.5×
30

BGO

20.8

1

66.4

0.396)

540.4

9,638

Cs-137 MAP

128×128
4.0×
4.0×
3.25

N/A

2.45×
5.1×
30

GSO

26.0

1

66.4

0.51)

566.0

9,720

128×128
4.0×
4.0×
2.6
Cs-137
Segmented

N/A

Iteration 1,
Filter cycle
128

DRAMA

SET-3000G/X
SHIMADZU
Revision
0.2.31.00

4.0×
6.0×
30

GSO (Zr)

18.0

1

88.5

0.3857)

551.3

9,963

144×144
4.0×
4.0×
4.0
CTAC
Segmented

N/A

Relaxation
parameter
NormalLORRAMLAGEMINIGXLPHILIPS

Ultra HD

BiographmCT9)
SIEMENS

Discovery
69011)
GE

VUE
VUE
Point
Point HD
FX-S

Discovery
60010)GE

DRAMA

SET-3000
GCT/M
SHIMADZU
Revision
02.31.00

4.0×
4.0×
22

LYSO

18.0

1

90.0

0.3

533.4

10,015144×144
4.0×
4.0×
4.0
CTAC
Segmented

N/A

4.0×
4.0×
20

LSO

21.8

1

84.2

0.39

545.0

9,500

CTAC

256×256
3.18×
3.18×
5.0

Gaussian
4.0 mm

4.7×
6.3×
30

BGO

15.3

0

80.1

0.38

549.4

9,740

CTAC

128×182
4.3×
4.3×
3.27

Gaussian
5.0 mm

4.2×
6.3×
25

LYSO

15.7

0

80.1

0.36

533.8

10,090CTAC

192×192
3.13×
3.13×
3.27

Gaussian
3.5 mm

2.45×
5.1×
30

GSO

15.6

1

66.4

0.55

566.0

9,850

Cs-137 MAP

128×128
4.0×
4.0×
2.6

N/A

Iteration 3,
Subset 33,
Iteration 1,
Iteration 2, Iteration 2, Iteration 2,
Relaxation
Filter cycle
Subset 21
Subset 16 Subset 18
parameter
128
0.6

DLT-3DOSEM

3.5.1

GEMINI
TF8)
PHILIPS

表9.1 本ガイドラインで用いた PET/CT 装置の仕様と撮像および画像処理条件

Discovery
STEP
GE

Iteration 1,
Reconstruction Iteration 3, Iteration 2, Iteration 2, Iteration 4, Iteration 3,
Filter cycle
parameter
Subset 16 Subset 20 Subset 21 Subset 14
Subset 8
128

Reconstruction FOREalgorithm
OSEM

Version

VenderScanner

Discovery
ST (3D)
GE

Vol. 33 No. 4 2013

)

︵

核医学技術

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)る条件で画像再構成した後，視覚評価と物理学的分，基準時刻＋ 2 分の 3 セット）の評価点数を平評価 (NECphantom，QH,10 mm，N10 mm，QH,10 mm/

均して描出能スコアリングを算出した．スコアリ

N10 mm，RC) による解析を行った．本検討に用ングが1.5点以上［評価者の半数以上が識別可能

いた PET/CT 装置の仕様1,6~11) と画像再構成条（ 2 点）と判断］を視覚評価の指標とした．

件，およびファントム条件を表9.1に示す．

(5）物理学的評価

9.1.2．ファントム第一試験

NECphantom は各 PET/CT 装置のサイノグラム

9.1.2.1．目

ヘッダ等に記録された計数データから算出した．

的

PET/CT 装置を用いて本ガイドラインのファ

また N10 mm，QH,10 mm，QH,10 mm/N10 mm は画像

ントム第一試験手順に従って検討を行い，対 BG

再構成後の PET 画像における ROI 測定値を用い

比 4 : 1 の 10 mm 径のホット球の描出能について算出した．なお，NECphantom の算出に使用して，視覚評価結果と物理的学的評価指標に相関がた散乱フラクションの値は今回のファントム試験あることを確認する．

の条件において測定した値ではなく，文献値等を9.1.2.2．方法

引用していることに留意する必要がある．
果(1）胴体ファントムの作成

9.1.2.3．結6.1.2項に示す第一試験の試験方法に従って胴10 mm 径のホット球が識別可能となる収集時

体ファントムを作成した．

間と各評価項目との関係を明らかにするため，収(2）データ収集

集時間，視覚評価の描出能スコアリング，物理学

6.1.2.4項に示す第一試験のデータ収集に従い，的 評 価 項 目 (NECphantom，N10 mm，QH,10 mm，QH,10 mm/N10 mm) で相関を解析した．

リストモード収集を行った．ただし，今回の検討に使用した PET/CT 装置のうち，Aquiduo およ

収集開始時のファントムの BG 領域の放射能濃び Discovery ST はリストモード収集ではない収度が 5.30 kBq/mL と 2.65 kBq/mL の場合におけ

1)

集法である ．

る収集時間と各評価項目との関係を機種別に示し(3）画像再構成

たグラフを図9.1∼9.10，各物理学的評価項目と得られた撮像データを用いて，各施設で実際の描出能スコアリングの関係を機種別に示したグラ

臨床に使用している条件下（表9.1）で画像再構

フを図9.11∼9.16に示す．

成を行った．なお，施設によって投与条件や収集(1）描出能の視覚評価

条件は異なるため，今回の検討に使用した画像再図9.1と図9.2より，描出能スコアリングが1.5

構成条件は，当該装置を使用している施設で18

F-以上（評価者の半数以上が 10 mm 径のホット球

FDG の投与量や収集条件が最適化されている条は識別可能と判断）に達するのに必要な収集時間

件であることに注意する必要がある．

は，機種により大きく異なるものの，描出能は収(4）視覚評価

集時間が長くなるにつれてよくなり，低投与量よ画像表示ソフトウェアには日本メジフィジック

りも高投与量の方が短い収集時間でスコアが高くス社製の Fusion Viewer (ver 2.5) を用いた．画像なる傾向であった．これは投与量が多いほど，そを表示するカラールックアップテーブルは Invert

して収集時間が長くなるほど画像再構成に使用でGray Scale（白背景のグレイスケール表示），表示

きる真の同時計数が増え，画質が向上したためと

ウィ ン ド ウ レ ベ ル は 下 限 を SUV ＝ 0，上 限 を考える．また，一部のメーカーで描出能が不良でSUV＝4 で固定した．視覚評価の基準は 3 段階あったのは，図9.5と図9.6から N10mm が大きい，(10 mm 径のホット球が識別可能な場合には 2すなわち BG 領域が不均一であるためと考える．

点，識別可能だが 10 mm 径 のホット球と同程度

ノーマリゼーション補正，減弱，散乱線補正などのノイズを認める場合には 1 点，識別不可能な場が改善された新しい画質向上ソフトウェア13) を合には 0 点）とした．評価は評価者 9 名で行っ

導入することで他機種の描出能と同程度になるとた．視覚評価は各収集時間（ 1 ∼10分）につい推測する．

て，各収集開始時刻（基準時刻，基準時刻＋ 1
396

核医学技術核3304,05-9-01

図9.1 収集時間と描出能スコアリングとの関係 (5.30 kBq/mL)

核3304,05-9-02

図9.2 収集時間と描出能スコアリングとの関係 (2.65 kBq/mL)

397

Vol. 33 No. 4（2013)がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

核3304,05-9-03

図9.3 収集時間と NECphantom との関係 (5.30 kBq/mL)

核3304,05-9-04

図9.4 収集時間と NECphantom との関係 (2.65 kBq/mL)398

核医学技術核3304,05-9-05

図9.5 収集時間と N10 mm との関係 (5.30 kBq/mL)

核3304,05-9-06

図9.6 収集時間と N10 mm との関係 (2.65 kBq/mL)

399

Vol. 33 No. 4（2013)がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

核3304,05-9-07

図9.7

収集時間と QH,10 mm との関係 (5.30 kBq/mL)

図9.8

収集時間と QH,10 mm との関係 (2.65 kBq/mL)

核3304,05-9-08

400

核医学技術核3304,05-9-09

図9.9

収集時間と QH,10 mm/N10 mm との関係 (5.30 kBq/mL)

核3304,05-9-10

図9.10 収集時間と QH,10 mm/N10 mm との関係 (2.65 kBq/mL)

401

Vol. 33 No. 4（2013)がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

核3304,05-9-11

図9.11

NECphantom と描出能スコアリングとの関係 (5.30 kBq/mL)

核3304,05-9-12

図9.12

NECphantom と描出能スコアリングとの関係 (2.65 kBq/mL)402

核医学技術核3304,05-9-13

図9.13

N10 mm と描出能スコアリングとの関係 (5.30 kBq/mL)

図9.14

N10 mm と描出能スコアリングとの関係 (2.65 kBq/mL)

核3304,05-9-14

403

Vol. 33 No. 4（2013)がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

核3304,05-9-15

図9.15

QH,10 mm/N10 mm と描出能スコアリングとの関係 (5.30 kBq/mL)

核3304,05-9-16

図9.16

QH,10 mm/N10 mm と描出能スコアリングとの関係 (2.65 kBq/mL)404

核医学技術Vol. 33 No. 4（2013)

表9.2 各 PET/CT 装置における NEC ratio

Aquiduo
Biograph LSO
Biograph mCTDiscovery ST (3D)
Discovery STE
Discovery STEP
Discovery 600
Discovery 690
GEMINI GXLGEMINI TF
SET-3000B/L
SET-3000GCT/M
SET-3000G/X(A) 5.30 kBq/mL NECphantom[Mcounts/min]
3.49
2.98
5.40
4.16
6.37
5.27
5.98
5.36
5.28
5.96
3.16
3.75
4.56

(B) 2.65 kBq/mL NECphantom[Mcounts/min]
1.80
1.54
2.83
2.86
3.44
2.84
3.20
2.87
2.86
3.15
2.05
2.30
2.66

NEC ratio (A)/(B)
1.94
1.94
1.91
1.46
1.85
1.85
1.87
1.87
1.85
1.89
1.54
1.63
1.71

(2）NECphantom

なると変動が小さくなった．安定した％コントラ

NECphantom はサイノグラムヘッダ等に記録さストを得るためには，十分な計数が必要であるこ

れた同時計数値から算出するため，画像再構成条とを示唆する結果であった．また，QH,10 mm は

件 に は 依 存 し な い 物 理 量 で あ る．収 集 時 間 と最大で5.3倍の差異を認め，PSF 技術を組み込ん

NECphantom には比例関係を認めるが（図9.3と図だ反復画像再構成法が大きく影響していると示唆

9.4），同一収集時間における NECphantom は機種された．

によって 2 倍以上の差を認めた．これは装置の感(5）QH,10 mm/N10 mm

度や計数率特性に差があるためと考える．

QH,10 mm と N10 mm の比は，収集時間が長くな

表9.2に BG 領域の放射能濃度が 5.30 kBq/mL

ると緩やかに上昇する傾向であった（図9.9と図と 2.65 kBq/mL における平均 NECphantom の比

9.10）．これは QH,10 mm が収集時間に依存する(NEC ratio) を機種別に示す．NEC ratio の値がことなく同程度で，N10 mm が緩やかに低下する“2”に近いほど高計数率の条件に耐えうることをためと考えられ，低投与量で収集時間が短い場合示す．すなわち，NEC ratio が低い機種では，低には，QH,10 mm，N10 mm ともに変動が大きいた

投与量で長時間収集した方が高画質になると考え

め，QH,10 mm/N10 mm の値も連動して変動する結る．NEC ratio は1.46∼1.94と機種によって大き果であった．

な差があり，至適投与放射能量が機種ごとに存在(6）視覚評価と物理学的評価の関係することを示す結果であった．

描出能スコアリングは，同一機種における評価(3）N10 mm

項 目 に 着 目 す る と NECphantom が 高 く な る か，

N10 mm は機種に依存して大きく異なり，短収

N10 mm が低値になれば高得点になる傾向であっ

集時間では 3 倍以上の差異を認めた（図9.5と図た（図9.11∼9.14）．これは画質に寄与する真の9.6）．また，低投与量，高投与量ともに収集時

同時計数を反映する NECphantom と収集時間との間が長くなるほど N10 mm は低下し，低投与量よ間に正の相関，BG 領域の不均一性を反映する

りも高投与量の方が緩やかに収束していく傾向で

N10 mm と収集時間との間に負の相関があるためあった．

と考える．一方，QH,10 mm は低投与量や短時間(4）QH,10 mm

収集などで十分な計数が得られないときには変動

10 mm ホット球の QH,10 mm は，BG 領域の放が大きいが，十分な計数を得ることができれば機射能濃度に依存した（図9.7と図9.8）．すなわ

種ごとに一定値となり，描出能スコアリングとのち，低投与量で短時間収集の場合には変動が大き

相関が小さいと考えられる．ただし，本ガイドラ

いが，収集時間が長くなる，または投与量が多く

イ ン の 物 理 学 的 評 価 項 目 の う ち，QH,10 mm と405

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

N10 mm は再構成した PET 画像の ROI 設定かられば，10 mm径のホット球をコントラスト“2”算出された値であるため，画像再構成条件の影響で描出でき，かつ複数機種の検討において変動係を強く受ける．本ガイドラインで用いた画像再構

数 6 ％を得るためには，10 Mcounts 以上の NEC成条件は，当該施設の投与条件と収集条件で最適が 必 要 と な る 結 果 を 報 告 し て い る．ま た，田化されている．同じ機種の PET/CT 装置を使用

中15) は直径 30 cm の円柱状線源で 5 ％の ％ rms

する場合でも当該施設の投与条件と収集条件，そ(root mean square) 雑音となるためには，約 14れに最適化された画像再構成条件であれば今回のMcounts の計数が必要と報告しており，過去の報評価結果と異なる結果になる可能性もあるため注

告と比較しても本ガイドラインで示す物理学的指意が必要である．

標は妥当であると考える．

9.1.2.4．考察

9.1.2.5．まとめ

本ガイドラインでは TOF PET や PSF 技術を組性能の異なる装置間で一定以上の画質を得るた

み込んだ反復画像再構成法など最新の PET/CT

めの標準化手法について，同一条件で作成した胴装置も含めた多機種による検討を行い，視覚評価

体ファントムを用いたファントム試験と画質評価と物理学的評価の関連性の評価，および機種に依を行う手法について検討した．ファントム第一試

存しない物理学的指標の確立を試みた．機種ごと

験では収集時間を延長するか，もしくは投与量をにそれぞれ画質と物理学的評価結果に特徴があっ増加すれば測定される計数が増加し，ホット球のたが，QH,10 mm 以外の項目で物理学的評価と視

コントラストが安定，かつBG領域の統計学的ノ覚評価結果の相関が見られた．10 mm 径のホッイズが低減することにより 10 mm 径のホット球

ト球の描出には“陽性の検出能”と“偽陽性の排の描出能が向上することが示唆された．本手法に除”が必要であり，10 mm 径のホット球が描出基づいて当該施設で画質評価を行えば，施設が異されていても，統計雑音に埋もれていては検出がなっても一定以上の画質が担保されると考える．

困難になるため，雑音成分との判別が重要だと考また，臨床条件により近い条件で評価を行うためえる．言い換えるならば，N10 mm は直接 BG 領には，散乱ファントムの使用も考慮し1)，得られ域の不均一性を反映した評価項目であり，重要なたファントム試験の結果を実際の臨床に活かして物理学的指標であると考えられる

14)

．本ガイド

いくことが必要だと考えられる．

ラインに示す検討によって，物理学的評価結果に

9.1.3．ファントム第二試験

は機種による差があるものの，視覚評価が一定の9.1.3.1．目

基準を満たす共通の物理学的指標の数値を設定す

第二試験から得られる胴体ファントムの画像ることができたと考える．

的は，十分な計数統計量を収集した画像となる．そ本検討に用いた PET/CT 装置のうち，収集方のため，第二試験で得られた再構成画像によって式が 3D 収集の機種について視覚評価と物理学的臨床で用いられる画像再構成パラメータが適切な評価の結果を導き出した．描出能スコアリングがものであるかを評価する．

1.5となる各物理学的評価項目の中央値を有意な十分な計数統計量で収集された再構成画像は統

物理学的指標とした．これらの値は，NECphantom

計雑音の影響が少ないため，コンピュータシミュ

は 5.30 kBq/mL のとき 10.8 [Mcounts]（95％信レーションで作成した既知の分解能を有する数値

頼 区 間 8. 7∼17. 5），2. 65 kBq/mL の と き 8. 8

ファントム画像と，その評価値とを比較すること[Mcounts]（95％信頼区間6.9∼13.2），N10 mm はで当該装置における画像再構成パラメータが適切

5.30 kBq/mL のとき5.6％（95％信頼区間4.2∼

であるかどうか確認できると考えられる．

10.6），2.65 kBq/mL のとき6.3％（95％信頼区

9.1.3.2．方間5.8∼8.1），QH,10 mm /N10 mm は，5.30 kBq/mL(1）数値ファントムの作成のとき2.8（95％信頼区間2.1∼3.2），2.65 kBq/

NEMA 2007 で規定されている胴体ファントム

mL のとき2.2（95％信頼区間2.1∼2.8）となっの設計図に基づき，仮想上の PET 装置を想定し

た．松本ら

14)

は，BG 領域の変動係数が 6 ％であ法た再構成視野にホット球と BG の画像濃度比が406

核医学技術核3304,05-9-17

Vol. 33 No. 4（2013)

核3304,05-9-19

図9.17 数値ファントムの例

4 : 1 になる画像を作成する．
(2）既知の分解能への補正

図9.19 各半値幅におけるホット球サイズとリカ
バリ係数の関係

前項で作成された画像（図9.17）は設計図と同等の画像であり，いわば理想の分解能を有し，

表9.3

か つ 統 計 雑 音 が 一 切 な い 画 像 で あ る．実 際 のPET 装置で得られる画像は収集条件や再構成条

半値幅 10 mm 分解能を有した数値ファン
トムのリカバリ係数

Spherediameter
10[mm]
Recovery coef0.38
ﬁcient

件などによってこの画像よりも分解能が低下した状態となる．PET 装置による撮像で低下した分
解能の程度は未知のため，ガウス関数の分散を用

13

17

22

28

0.52

0.72

0.88

0.97

いて数値ファントムを平滑化した．平滑化フィル察

タ に は Gaussian フィ ル タ を 用 い，半 値 幅

9.1.3.4．考(FWHM) を変化させて PET 装置で得られた画

コンピュータシミュレーション結果から，十分な計数統計量を収集して得られる第二試験の画像像を模擬した（図9.18）．

において，10 mm 径のホット球で0.38未満のリカバリ係数であれば，その画像再構成条件で 10
核9-18-1

核9-18-2

FWHM＝6 mm

FWHM＝8 mm

核9-18-3

核9-18-4mm の病変を検出することは困難であると考える（図9.20）．
このため，本評価基準を満たさない場合には，再構成する視野の設定や再構成条件の再検討が必要であると考えられる．

FWHM＝10 mm
図9.18

なお，同様に 13 mm 径以上のホット球におけ

FWHM＝12 mm

Gaussian フィルタで平滑化した数値ファントム

核9-20-1(3）評価方法
第二試験の評価方法（6.2.3項参照）に従い，

核3304,05-9-20-2

リカバリ係数を算出した．
9.1.3.3．結果

数値ファントムから得られたホット球サイズに対するリカバリ係数を図9.19に示す．
数値ファントムを作成したシミュレーションから，10 mm 以下の画像分解能を得るためには，

図9.20

10 mm 径のホット球でリカバリ係数が0.38以上必要であった（表9.3）．
407

PET/CT 装置から得られた画像とリカバ
リ係数，および数値ファントムのリカバリ係数がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

るリカバリ係数においても，表9.3で例示した数(4）解析方法

値以上の評価値が必要と考えられるが，より大き6.1.3.5項に従って解析を行った．円形 ROI のなホット球（集積部位）の視覚的描出能は分解能

設 定 は，日 本 メ ジ フィ ジッ ク ス 社 製 Fusion

以外の要因が大きく影響するため，値の参照は参Viewer (ver 2.0) を用いた．

考程度であることに留意する．

9.1.4.3．結果

また，PSF 技術を組み込んだ反復画像再構成法

各機種の SUVB,ave を表9.4に示す．対象13機

で は，20 mm 程 度 の ホッ ト 球（結 晶 サ イ ズ の種における SUVB,ave の中央値は1.01（95％信頼

3 ∼ 4 倍）で Gibbs Ringing アーチファクトが出

区間0.98∼1.05）であった．

現し，1.0以上のリカバリ係数となるが

16)

，逐次

表9.4

近似回数を少なくしたり，平滑化フィルタサイズを大きくしたりすることでその影響は小さくなる

各 PET/CT 装置における胴体ファントムの SUVB,ave

DeviceAquiduo
Biograph LSO
Biograph mCTDiscovery ST (3D)
Discovery STE
Discovery STEP
Discovery 600
Discovery 690
GEMINI GXLGEMINI TF
SET-3000B/L
SET-3000GCT/M
SET-3000G/Xと考えられる17)．
9.1.4．ファントム SUV (SUVB,ave) の精度評価
9.1.4.1．背景と目的
本ガイドラインで規定されたファントム第一試
験および第二試験では，使用する胴体ファントム
における BG 領域の SUV が1.00となるよう封入
放射能を調整する．このため，ファントム試験で得られる PET 画像を用いて，胴体ファントムのBG 領域の平均 SUV を測定し，理論値1.00との相違を確認することにより，対象とする PET/

SUVB,ave
1.03
0.99
1.03
0.97
1.02
1.01
0.95
1.04
1.00
0.98
1.13
0.95
1.13

CT 装置の SUV の精度を評価できる．ガイドラ
察

イン初版で物理学的指標の検討に用いた PET/

9.1.4.4．考CT 装置 7 機種に，改訂 2 版で追加した 6 機種を

ファントム SUV の精度評価は，本ガイドライ

加えた合計13機種におけるファントム SUV の精

ンにて追加する評価項目である．SUV はクロス度を検討する．

キャリブレーションや画像再構成条件，各種補正

9.1.4.2．方法，正味投与量の算出方法など，装置や測定方法

法

本検討に用いた PET/CT 装置の仕様と画像再が原因となる場合だけでもさまざまな因子の影響

構成条件，およびファントム条件を表9.1に示を受ける．すなわち，PET/CT 装置の機種の違す．本検討は，データ収集方法，クロスキャリブ

いだけではなく，例えばクロスキャリブレーショ

レーションを含めた装置の状態，画像再構成法のンの実施頻度や時刻同期の正確さなど，PET/CT

改善やソフトウェアのアップデートなどについて装置が設置されている施設の保守管理体制や運用

十分調査を行った後に実施した．

の影響も少なからず受ける．American College of(1）胴体ファントムの作製

Radiology Imaging Network (ACRIN) の多施設共

6.1.2項に示す第一試験の試験方法に従って胴同研究18) では，SUV の精度は±10％の範囲内となることが推奨されている．Daisaki らによる先体ファントムを作成した．
(2）データ収集

行研究19) では，SUVの精度が1.0±0.1の範囲外

6.1.2.4項に示す第一試験のデータ収集法に従となった場合に，PET/CT装置および周辺機器のい，リストモード収集を行った．なお，散乱ファ再調整（ノーマリゼーション，検出器のゲイン調

ントムは配置せずに第一試験を行った．

整，ドーズキャリブレータの精度確認，クロス(3）画像再構成

キャリブレーションの再実施）を行った後，再度収集時間が10分間の収集データを表9.1に示す

ファントムデータを取得することにより，SUVの精度が改善したことが報告されている．

条件で画像再構成を行った．
408

核医学技術Vol. 33 No. 4（2013)

本検討は，データ収集方法，装置の状態，ソフ

限りなく1.00に近い値が得られることが望まし

トウェアのアップデートなどについて十分調査をい．ファントム SUV が1.00に近い値を得られな行っ た 後 に 実 施 し た が，SET-3000B/L お よ び

かった場合には，原因を追究して SUV の精度を

SET-3000G/X に関しては，上記先行研究の範囲改善する必要がある．

外であり，かつ視覚的にも BG 領域の均一性が不9.1.5．体格の大きい被検者を模擬したファント良であった．これは，画像再構成とともに施されムによる体格と画質の関係

る各種補正法の影響を受けているためと考えら

9.1.5.1．背景と目的れ20)，ノーマリゼーションを含む減弱，散乱線

体格の大きい被検者が 18F-FDG PET 検査を受補正などが改善された新しい画質向上ソフトウェ

ける場合，単位体重あたりの放射能量を一定して13)を導入することで改善されると考える．まも，同一撮像時間では PET 画像の画質が低下す

た，GEMINI TF に 関 し て は，SUV calibration

る こ と が 知 ら れ て い る．文 献 1）で は NEMA

process に関する装置ソフトウェアのアップデー

2007 で規定されている胴体ファントムを用いてト が 実 施 さ れ て お り，アッ プ デー ト 後 に は で物理学的指標の基準を示した．本ガイドラインで

SUV の精度が改善されていた．

は，NEMA 20072) で規定されている胴体ファン

ア

胴体ファントムの SUVB,ave を測定することで，トムを改良した体格の大きい被検者を想定した胴当該装置の特性や保守管理体制および各種設定条

体ファントムをファントム試験（6.1および6.2項

件の影響を加味した SUV の精度を評価すること参照）に従って検討し，対 BG 比 4 : 1 の 10 mmができる．また，各ホット球の ROI 測定値と第径のホット球の描出能について，視覚評価結果と二試験（6.2.3項参照）から得られる当該装置の物理学的評価指標の関係を明らかにすることとしリカバリ係数の関数から，設定した収集条件およた．

び画像再構成条件における陽性像の SUV を推定

9.1.5.2．方できると考える．しかしながら，臨床画像では部

本検討に用いた PET/CT 装置は，表9.1に示す

分容積効果，収集条件などの技術的要因に加えDiscovery STEP，Discovery 600，Biograph LSO おて，被検者の体動や呼吸性移動など生理学的要因

よび Aquiduo の 4 機種である．

も画素値に影響するため，SUV の真値を検討す(1）胴体ファントムの作成ることや精度保証をすることは極めて困難であ6.1.2項に示す第一試験の試験方法に従って胴る．

法体ファントム (BP : Body Phantom) を作成した．

9.1.4.5．まとめ

NEMA 2007 で規定されている胴体ファントム

SUV は さ ま ざ ま な 因 子 の 影 響 を 受 け る が，

（長軸径 30 cm) と，体格の大きい被検者を模擬

SUV が1.00となるように放射能量を調整したして製作した 2 種類の胴体ファントム（長軸径ファントムを撮像した場合には，ROI 測定値も33 cm の胴体ファントムと長軸径 36 cm の胴体

核3304,05-9-21

図9.21

NEMA 2007 で規定されている胴体ファントム (S) と，体格の大きい被検者を模擬して製作した胴体
ファントム (M）
，
（L)

409

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

核3304,05-9-22

図9.22 被検者の体重と腹部断面積との関係から推定される各胴体ファントムの想定体重

ファントム）を図9.21に示す．NEMA 2007 で規

ヘッダ等に記録された計数データから算出した．

定されている胴体ファントムはヒトの体格で体重

ま た N10 mm，QH,10 mm，QH,10 mm /N10 mm，RC

約 60 kg（8.2項参照），長軸径 33 cm と長軸径 36

は再構成画像に設定した ROI 測定値から算出し

cm は，それぞれ 80 kg 前後と 100 kg 前後に相当た．ここで，NECphantom の算出に使用した散乱

する（図9.22）．

フラクションを表9.5に示す．この散乱フラク(2）データ収集

ションは，本ファントム試験の条件において測定

6.1および6.2項に示す第一試験と第二試験の試した値ではなく，文献値1)および文献22）から推定した値である．

験方法に従い，PET 収集を行った．なお，散乱
ファントムは配置せずに第一試験を行った．
(3）画像再構成得られた撮像データを各施設の臨床条件（表9.1）で画像再構成をした．
(4）視覚評価

表9.5

視覚評価は，9.1.2.2項に示す視覚評価と同様

NECphantom を算出するための胴体ファン
トム断面積と散乱フラクション

Scatter fractionに行った．画像表示ソフトウェアは日本メジフィ
Crosssectional
area [cm2]
Discovery
STEP
Discovery
600
Biograph
LSO
Aquiduo

ジックス社製の Fusion Viewer (ver 2.5) であり，
視覚評価の基準は 3 段階とした．評価は評価者 5名で行った．
(5）物理学的評価
円形 ROI の設定および物理学的指標の算出には PETquact (ver 2.02.03)21) を 用 い た．
NECphantom は 各 PET/CT 装 置 の サ イ ノ グ ラ ム
410

555.5
(BP 30 cm)

717.0(BP 33 cm)

869.6(BP 36 cm)

0.450

0.489

0.528

0.366

0.398

0.430

0.360

0.391

0.422

0.341

0.370

0.400

核医学技術果

9.1.5.3．結Vol. 33 No. 4（2013)

る．描出能スコアリングが1.5以上に達するのに(1）第一試験

必要な収集時間は，胴体ファントムが大きくなる

10 mm 径のホット球が識別可能となる収集時ほど長くなった．

間を明らかにするため，収集時間と視覚評価の描

描出能スコアリングが1.5以上となる各物理学

出能スコアリングの関係を図9.23に示す．視覚的指標と胴体ファントムの関係を図9.24および評価の描出能スコアリングは 4 機種の平均であ9.25に示す．描出能スコアリングが1.5となる

核3304,05-9-23

図9.23 各胴体ファントムおよび各放射能濃度における収集時間と描出能
スコアリングの関係

核3304,05-9-24

図9.24 胴 体 ファ ン ト ム の 断 面 積 と 描 出 能 ス コ ア リ ン グ が 1. 5 と な るNECphantom および N10 mm の関係

411

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

核3304,05-9-25

図9.25 胴 体 ファ ン ト ム の 断 面 積 と 描 出 能 ス コ ア リ ン グ が 1. 5 と な るNECphantom および QH,10 mm/N10 mm の関係

病変の描出が困難になることを示唆した．

N10 mm および QH,10 mm /N10 mm は，胴体ファン察

トムの断面積を変化させてもほぼ一定であった

9.1.5.4．考が，NECphantom は透過する消滅放射線が減弱す

本ガイドラインでは PET/CT 装置 4 機種を用るため指数関数的に増加させる必要があった．

いて，断面積の異なる 3 種類の胴体ファントムを(2）第二試験

測定し，視覚評価と物理学的評価の関係を検討し断面積の異なる 3 種類の胴体ファントムにおけた．ファ ン ト ム の 断 面 積 が 大 き く な る ほ ど 10

るホット球サイズとリカバリ係数の関係を図9.

mm 径のホット球を描出するのに要する収集時間26に示す．リカバリ係数は 4 機種の平均である．

は長くなり，かつ放射能濃度に依存して描出能ス

胴体ファントムの断面積すなわち体格が大きくな

コアリングも低下した．これは，胴体ファントムるに従って全体的にリカバリ係数が低下し，微小内で消滅放射線の散乱が増加したこと，同じく減核3304,05-9-26

図9.26

3 種類の胴体ファントムにおけるリカバリ係数412

核医学技術表9.6

Body weight
[kg]
50
55
60
65
70
75
80
85
90

Vol. 33 No. 4（2013)

体重 60 kg の NECphantom を基準とした各体重における NECphantom の割合

Estimate of abdomen cross-sectional area
[cm2]
442.6
486.9
531.2
575.4
619.7
664.0
708.2
752.5
796.7

Ratio of NECphantom(5.30 kBq/mL)
0.8
0.9― (1.0)
1.1
1.3
1.5
1.7
1.9
2.2

Ratio of NECphantom(2.65 kBq/mL)
0.8
0.9― (1.0)
1.1
1.2
1.4
1.5
1.7
1.9

弱によって単位時間あたりに計測される計数が低い体格の被検者では収集時間の延長に限度がある

下し，10 mm 径ホット球が統計雑音に埋もれた

ため，TOF PET を活用することも有効であると状態になったことなどが原因と考えられる．

考える（9.1.6項参照）．

本検討では， 3 種類の胴体ファントムで同一の9.1.6．臨床画像評価

放射能濃度になるようにファントムを作成してい9.1.6.1．目

る．すなわち，被検者の体格に応じて投与放射能

臨床画像は，被検者の体格や撮像条件および生量を増加させていることと同等であるが，一定の理学的要因に依存して画質が変化する．本ガイド

描出能スコアリングを得るためには，収集時間のラインでは，臨床検査を目的として施行されたさ

延長が必要であった（図9.23）．言い換えるなら

まざまな撮像条件および体格の PET 画像を視覚ば，体格の大きい被検者で一定の描出能を担保す

評価し，物理学的指標による画質の管理の可否をるためには投与量を増やすだけでは不十分であ

検討する．

的

り，減弱によって単位時間あたりの計数が低下す

9.1.6.2．方ることを考慮して収集時間の延長が必要になると本ガイドラインでは，臨床データの提供が可能

考える．

法

であった10施設より DICOM データ（スキャノ

本検討から，日本人の標準的な体格（体重 60グラム， X 線 CT 画像，PET 画像）および収集

kg) と同等の描出能（描出能スコアリング1.5）

データの計数値（頭部および膀胱部を除く各ベッを担保するために必要な計数が明らかとなった

ドのプロンプト同時計数および偶発同時計数の（表9.6）．生理学的影響を受けない胴体ファント値）を取得し，解析を行った．

ム (NECphantom) での検討ではあるが，体重 60 kg

臨床検査を目的として施行されたさまざまな撮を基準とすれば体重 70 kg では1.3倍，体重 80 kg

像条件に基づくさまざまな体格の PET 画像をで1.7倍の計数が必要であり，例えば標準体格を

PET 核医学認定医（ 5 名）が画質評価した．表

1 ベッドポジションあたり120秒で収集している

9.7に示す基準に基づいて視覚的に 5 段階のスコのであれば，それぞれ156，204秒に収集時間を延アリング評価を行い，この主観的指標を視覚的ス長させる必要があると考える．

コアとした．なお，評価端末および環境はできる

9.1.5.5．まとめ
NEMA 2007 で規定されている胴体ファントム

表9.7を応用して，体格の大きい被検者を模擬した胴体
ファ ン ト ム を 作 製 し た．ファ ン ト ム 断 面 積 と本ガイドラインにおける PET 核医学認定医による視覚評価

Visual score
5
4
3
2
1

PET 画像の画質の検討から，体格の大きい被検者では体重あたりの放射能量を増加させ，かつ収集時間を延長させなければ，一定の画質を維持できないと考えられた．しかしながら，極端に大き413

Visual assessment
Very good
Good
Acceptable
Poor
Very poorがん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

限り同一条件とした．

いる施設は 4 施設（施設 4 ，7 ，8 ，10）であり，続いて，臨床画像データの客観的な物理学的指一定の収集時間で行っている施設が 6 施設であっ

標 (NECpatient，NECdensity，肝 SNR) と視覚的スた（施 設 1 ，2 ，3 ，5 ，6 ，9 ）．待 機 時 間 は 1

コアとの相関を検討した．これらの検討によって施設（施設 5 : 平均109分）を除いて，おおむね得られた基礎データは，実際に臨床で施行され55∼70分で行われていた．

た18

F-FDG PET 検査がどの程度の物理学的指標(2）物理学的指標と画質の関係を有するかを明らかにし，読影医が推奨する画質
基準を満たした臨床18

本ガイドラインでは，PET 核医学認定医によF-FDG PET 画像が有するる視覚的スコアを画質の指標として評価した．各
物 理 学 的 指 標 と 視 覚 的 ス コ ア と の 関 係 を 図 9.

物理学的指標を示すのに役立つと考える．
9.1.6.3．結果

27∼9.29に，各物理学的指標と視覚的スコアと(1）被検者特性と撮像条件の相関係数を表9.10に示す．

表9.8に施設別の臨床データの特性を，表9.9

NECpatient と NECdensity は視覚的スコアと弱いには各施設の収集プロトコルを示す．すべての施正の相関を示し，被検者雑音等価計数が高値なほ

設で投与量は体重により可変されていた．被検者

ど，PET 核医学認定医による画質の評価が高いの体格（体重や BMI) により収集時間を可変して結果であった．したがって，18 F-FDG PET 検査

表9.8

各施設の被検者特性

Number of patientsSex (M : F)
Body height [cm]Body weight [kg]BMI
Glucose level [mg/dL]
Uptake time [min]Center 1
30
13 : 17158.2± 9.4
59.7±14.8
23.5± 3.695.5±15.2
62.7± 7.9

Center 2
30
17 : 13163.0± 9.2
63.9±15.3
23.7± 3.6
94.4±18.6
60.1± 4.5

Center 330
11 : 19158.6± 9.5
63.6±15.4
25.1± 4.884.5±11.9
70.0± 0.3

Center 430
14 : 16165.6±10.6
61.7±12.9
21.9± 4.5
99.5±14.861.2± 3.8

Center 530
15 : 15
162.2± 9.0
59.2±12.6
22.4± 4.0
98.3±10.4
108.7±29.2

Number of patientsSex (M : F)
Body height [cm]Body weight [kg]BMI
Glucose level [mg/dL]
Uptake time [min]Center 630
22 : 8167.2± 7.3
68.0±12.6
24.3± 4.1
96.7±12.0
61.0± 3.8

Center 730
14 : 16162.3± 8.1
62.5±10.2
23.7± 3.1
100.3±10.0
62.9± 2.6

Center 830
7 : 23
159.6± 9.5
56.7±12.3
22.2± 4.2
103.4±18.5
55.1± 6.3

Center 930
22 : 8168.3± 8.1
69.4±14.3
24.3± 3.6
110.9±31.9
55.8± 4.4

Center 10
28
15 : 13162.8± 9.6
60.6±13.2
22.6± 3.0
92.4±12.562.1± 6.1

表9.9

Center
1
2
3
4
5
6
7

Injection
dose[MBq/kg]
4.0
4.0
4.5
3.7
4.0
3.7
4.0
(Max.＝350 MBq)

8

3.7

9
10

3.0
2.8

各施設の収集プロトコル

Scan duration [sec/bed]≤50 kg150
BMI≤16 BMI＝16-19
140
150

120
120
120
60-75
120
120
50-70 kg180
BMI＝19-24 BMI＝24-27
160
170
120
75-90
414

≥70 kg210
BMI＝27-30 BMI≥30180200

核医学技術Vol. 33 No. 4（2013)

核3304,05-9-27

図9.27

NECpatient と視覚的スコアの関係

核3304,05-9-28

図9.28

NECdensity と視覚的スコアの関係にて得られる画質が良好であるか不良であるかをツールがあれば，NECdensity を算出して画質評価判定するために，NECpatient や NECdensity を算出することを推奨する．このとき，肺野や消化管のすることは非常に有用であると考えられた．

内部に存在する空気の体積を除外すれば，より精相関係数は NECpatient に比較して，NECdensity

度の高い数値を算出できると考える．

6)がより高値を示した．NECdensity は Mizuta ら がdeKemp ら23) や Mizutaら6) によって全身 18 F-

提案した指標で，単一施設（機種）の検討におい

FDG PET 画像の画質を推し量る指標とされていて視覚的スコアと極めて良好な相関関係 (r＝た肝 SNR は，本ガイドラインの多施設（多機0.91) があると報告している．本ガイドラインで種）検討において，NECpatient や NECdensity と比は，多施設の臨床データを用いた検討であるため較して視覚的スコアとの相関が弱く，かつ負の相相関の度合いが弱かったと考えるが，多施設（多関関係であった．本ガイドラインでは，肝 SNR機種）においても，画質を推し量る上で有効な指を 3 スライスに設定した ROI 測定値から算出し標であると考えられた．被検者の頭部および膀胱

たが，ROI の位置によって変動しやすいことがを除いた撮像領域の体積を求めることができる問題である．肝 SNR は容易に求めることが可能
415

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)

核3304,05-9-29

図9.29 肝 SNR と視覚的スコアの関係(4）TOF PET 群と non-TOF PET 群における表9.10 各物理学的指標と視覚的スコアとの相関係数

物理学的指標および視覚的スコアとの関係者

Coefﬁcient of correlation Signiﬁcation
NECpatient
r＝ 0.376
P＜0.001
NECdensity
r＝ 0.432
P＜0.001
Liver SNR
r＝−0.278
P＜0.001

特性と撮像条件
TOF PET 群と non-TOF PET 群における PET
画像の物理学的指標および視覚的スコア検討した．TOF PET 群と non-TOF PET 群における被であるため，単一施設（単機種）での測定であれ

検者の BMI は，それぞれ22.7±4.10と23.7±ば算出することを推奨するが，ROI 設定位置に3.90 で あ り，有 意 な 差 を 認 め な かっ た (P ＝は十分な知識と経験を要すると考える．

0.617）．

(3）多施設間の画質と物理学的指標の解析

TOF PET 群と non-TOF PET 群における各物

各施設の臨床画像データが有する物理学的指標

理学的指標の比較検討を行った．まず，両群のおよび視覚的スコアを表9.11に示す．施設間でNECpatient は，そ れ ぞ れ 22. 4 ± 6. 36 [Mcounts/

画質にばらつきはあるものの，視覚的スコアの平m］，23.5±8.16 [Mcounts/m] であり，統計学的均値は3.1∼4.2であり，おおむね及第点の画質でな有意差を認めなかった (P＝0.711）．また，両臨床検査が実施されていることが確認できた．

群の NECdensity は，それぞれ0.44±0.13 [kcounts/
cm3］，0.45±0.22 [kcounts/cm3] であり，同じく
統計的な有意差を認めなかった (P＝0.127）．一表9.11 各施設の臨床画像における各物理学的指標の平均値

Center 1
NECpatient [Mcounts/m] 23.7 ± 3.1
NECdensity [kcounts/cm3] 0.43± 0.13
Liver SNR
11.4 ± 1.7
Visual score
3.84± 0.33

Center 2
30.1 ± 3.1
0.53± 0.12
11.2 ± 1.5
4.2 ± 0.21

Center 3
23.4 ± 4.0
0.51± 0.25
21.1 ± 4.2
3.1 ± 0.28

Center 4
19.6 ± 2.5
0.38± 0.08
15.9 ± 2.9
3.4 ± 0.29

Center 5
17.5 ± 3.48
0.41± 0.14
12.1 ± 1.5
4.03± 0.25

Center 6
NECpatient [Mcounts/m] 16.1 ± 1.7
NECdensity [kcounts/cm3] 0.30± 0.07
Liver SNR
13.8 ± 2.7
Visual score
3.35± 0.44

Center 7
19.8 ± 1.7
0.37± 0.07
20.8 ± 3.7
3.37± 0.35

Center 8
41.0 ± 4.1
0.82± 0.23
19.3 ± 3.7
3.79± 0.29

Center 9
22.0 ± 2.4
0.39± 0.13
12.0 ± 1.5
3.57± 0.27

Center 10
17.9 ± 1.7
0.34± 0.10
12.9 ± 2.4
3.28± 0.17416

核医学技術Vol. 33 No. 4（2013)

核3304,05-9-30

図9.30

TOF PET 群における BMI と視覚的スコアの関係

核3304,05-9-31

図9.31

non-TOF PET 群における BMI と視覚的スコアの関係

方，肝 SNR はそれぞれ13.1±2.92と16.0±5.01

表9.12であり，non-TOF PET 群と比較して有意に TOF

BMI と視覚的スコアの相関Group
Coefﬁcient of correlation Signicicant
TOF PET
r＝−0.095
P＝0.171
non-TOF PET
r＝−0.474
P＜0.001

PET 群の肝 SNR は低値を示した (P＝0.000）．
両群の視覚的スコアは，それぞれ3.87±0.44と3.46±0.41であり，non-TOF PET 群と比較して有意に TOF PET 群の視覚的スコアは高値であっるために，BMI と視覚的スコアとの相関係数をた (P＝0.000）．non-TOF PET 群は肝 SNR が低算出した．TOF PET 群および non-TOF PET 群

値であっても視覚的スコアが高値となる可能性がの BMI と視覚的スコアの関係を，図9.30と図9.

あるため，肝 SNR のみでは画質の良不良を正確

31，同じく両群における BMI と視覚的スコアのに判定できないと考える．

相関係数を表9.12に示す．

先行研究により TOF PET は，non-TOF PET

non-TOF PET 群では，BMI と視覚的スコアとに比して体格の大きい被検者で画質を向上させるの間に有意な負の相関を認めたが，TOF PET 群

24)．本ガイドラインでは，では相関を認めなかった．TOF PET 群は non-

TOF PET 群と non-TOF PET 群とで，被検者のTOF PET 群と比較して体格の影響を軽減するこ

体格と画質（視覚的スコア）の関係を明らかにすとが示唆されたが，投与量および収集時間の最適ことが報告されている

417

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)化は必要と考える．

した．すなわち，施設によっては投与量および収(5）被検者の体格による画質および物理学的指

集時間を体格（体重または BMI) に依存して可変標の変化しているにもかかわらず，BMI が大きくなると

PET 核医学認定医の主観的評価で平均視覚的

被検者雑音等価計数が低下していることが明らか

スコアが 3 を下回った被検者群は，298症例中19となった．これは，体格による収集時間の延長が例 (non-TOF PET 群 208症例中18例，TOF PET

不十分である可能性を示唆する．BMI と肝 SNR

群 90症例中 1 例）であった．これらの被検者のの相関は， 2 施設（施設 6 ，7 ）で有意な負の相BMI は27.1±4.50であり，平均視覚的スコアが関， 1 施設（施設 3 ）で正の相関となったが，そ

3 以上の被検者群の BMI（23.1±3.80）より有の他の施設では有意な相関を認めなかった．視覚意に (P＝0.000) 高値であった．すなわち，医師

的スコアと BMI の相関は 7 施設（施設 1 ，2 ，による視覚的評価が低値となった被検者は体格の3 ，6 ，7 ，8 ，9 ）で有意な負の相関を示した．

大きい被検者が多い．また，平均視覚的スコアが本ガイドラインで示したデータより，臨床 18F-

3 を 下 回っ た 被 検 者 群 と 3 以 上 の 被 検 者 群 の

FDG PET 画像の画質を被検者間で一定とするたNECpatient は そ れ ぞ れ，19. 4 ± 3. 64 [Mcounts/

めには，体格による収集時間の重み付けをより大m］，23.4±7.79 [Mcounts/m] であり統計的に有きくする必要があると考えられる．また，TOF

意な差を認めた (P＝0.029）．同様に，NECdensityが搭載された PET/CT 装置を用いることで，体3はそれぞれ，0.30±0.11 [kcounts/cm ］，0.46±

格の大きい被検者の画質低下のリスクを低減でき

30.20 [kcounts/cm ] であり，統計的に有意な差をる可能性が多機種のデータによって示唆された．

認めた (P＝0.001）．一方，肝 SNR はそれぞれ，

本ガイドラインで定義された臨床画像の画質評

17.9±6.36と14.9±4.47であり有意差を認めな価による物理学的指標を用いることで，多施設間かった (P＝0.365）．

の画質比較や自施設の被検者間の画質のばらつき

被検者の体格と画質（視覚的スコア）および物を定量評価できると考えられた．
察

理学的指標の関係を明らかにするために，BMI

9.1.6.4．考と視覚的スコアおよび物理学的指標との相関を解

各物理学的指標は機種依存性の少ない画質を推析した．BMI と各物理学的指標の相関を表9.13

し量る指標として，PET 画像の品質管理に利用に示す．視覚的スコアについてはスピアマンの順できると考える．今回の検討の結果から各物理学

位相関係数を算出し，それ以外はピアソンの積率的指標の推奨値としては，例えば，NECpatient ＞

相関係数を算出した．

13 [Mcounts/m］，NECdensity ＞ 0.2 [kcounts/

NECpatient は 5 施設（施設 1 ，3 ，5 ，6 ，9 ）cm3］，肝 SNR ＞10 といった値を提案することで有意な負の相関を示し， 1 施設（施設 4 ）ではが可能である．これらの推奨値をすべて満たす被正 の 相 関 を 示 し た．NECdensity は 8 施 設（施 設

検者数は298例中280例で94.0％であった．一方，

1 ，3 ，5 ，6 ，7 ，8 ，9 ，10）で負の相関を示

いずれも満たされない被検者は 1 例のみであっ

表9.13 各施設の臨床画像における BMI と各物理的学指標の相関関係

NECpatient
NECdensity
Liver SNR
Visual score

Center 1−0.828−0.903n.s−0.374Center 2
n.s
n.s
n.s
−0.378Center 3−0.919−0.9040.396−0.644Center 4
0.683
n.s
n.s
n.s

Center 5−0.377−0.765n.s
n.s

NECpatient
NECdensity
Liver SNR
Visual score

Center 6−0.531−0.782−0.571−0.625Center 7
n.s−0.803−0.490−0.365Center 8
n.s−0.641n.s−0.379Center 9−0.479−0.773n.s−0.459Center 10
n.s−0.814
n.s
n.s

418

核医学技術らの指標を用いることで客観的評価が可能であ表9.14 本ガイドラインにおける物理学的指標レベルと該当被検者数

Physical index value
NECpatient [Mcounts/m]
＜12
＜13
＜14
＜15
＜16
NECdensity [kcounts/cm3]＜ 0.18＜ 0.20＜ 0.22＜ 0.24＜ 0.26
Liver SNR
＜ 9.0
＜ 9.5
＜10.0
＜10.5
＜11.0

Vol. 33 No. 4（2013)

り，PET 核医学認定医による視覚評価とも有意

Number of patients(total＝298 patiens)に相関することから，適切な画質を満たしているかを判定するための指標として有用である．

1
4
10
15
31

10．参考文献
1) 福 喜 多 博 義，林 万 寿 夫，鈴 木 一 史，他 : が ん
FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン．核医技，29(2) : 195-235，2009
2) National Electrical Manufactures Association : NEMA
Standards Publication NU 2-2007. Performance
Measurements of Positron Emission Tomographs.
Rosslyn, VA : National Electrical Manufactures
Association ; 20073) 坂井洋登 : デリバリー FDG を用いた PET 検査

1
1
10
19
35
1
12
21
38
61

に お け る 画 質 の 技 術 的 検 討．日 放 技 学 誌，63
(8) : 895-902，2007
4) 野村悦司，石井基喜，山田康彦，他 : デリバリー
FDG による PET 検査の現状．日放技学誌，64(5) : 647-654，2008
5) 庄司安明，大屋信義，大崎洋充，他 : FDG-PET

た．物理学的指標レベルと該当する症例数を表検査における撮像技術に関するガイドライン．核医技，27(5) : 425-456，2007
6) Mizuta T, Senda M, Okamura T, et al : NEC density
and liver ROI S/N ratio for image quality control ofwhole-body FDG-PET scans : comparison with visualassessment. Mol Imaging Biol, 11(6) : 480-486, 20097) Sathiakumar C, Som S, Eberl S, et al : NEMA NU 22001 performance testing of a Philips Gemini GXLPET/CT scanner. Australas Phys Eng Sci Med, 33(2) : 199-209, 20108) Surti S, Kuhn A, Werner ME, et al : Performance ofPhilips Gemini TF PET/CT scanner with special
consideration for its time-of-ﬂight imaging capabilities.
J Nucl Med, 48(3) : 471-480, 2007
9) Jakoby BW, Bercier Y, Conti M, et al : Physical andclinical performance of the mCT time-of-ﬂight PET/CT scanner. Phys Med Biol, 56(8) : 2375-2389, 201110) De Ponti E, Morzenti S, Guerra L, et al : Performancemeasurements for the PET/CT Discovery-600 using
NEMA NU 2-2007 standards. Med Phys, 38 (2) :968-974, 201111) Bettinardi V, Presotto L, Rapisarda E, et al : Physicalperformance of the new hybrid PET/CT Discovery690. Med Phys, 38(10) : 5394-5411, 201112) Boellaard R. Standards for PET image acquisition andquantitative data analysis. J Nucl Med, 50(Suppl 1) :11S-20S, 200913) 水 田 哲 郎，今 西 達，石 川 亮 宏，他 : 全 身 用

9.14に示す．NECpatient が 13 [Mcounts/m] 未満
3の被検者は 4 例，NECdensity が 0.2 [kcounts/cm ]未満の被検者は 1 例，肝 SNR が10未満の被検者は21例であった．これらの物理学的指標の推奨値
は，機種あるいは被検者の体格に多少依存する可能性がある．これらの推奨値は，すべてを満たす必要があるか，それともどれか 1 つ（あるいは 2つ）を満たせばよいか，さらには TOF 搭載 PET装置と TOF を搭載しない PET 装置で異なるかについては，更なる検討が必要である．PET 撮像法標準化ワーキンググループの多施設検討では体格による画質の差違を認めたが，島田ら25) はNECdensity を用いた撮像プロトコルの最適化によって，被検者の体格によらず一定の画質を得ることができると報告している．したがって，本ガイドラインで示した NECdensity は，撮像プロトコ
ルの最適化にも有用であると考える．
9,1.6.5．まとめ
本ガイドラインでは，多施設（10施設）から集められた臨床画像データを解析し，臨床画像におけ る 物 理 学 的 指 標 の 評 価 を 基 に し た 全 身 18 FFDG PET 画像の品質管理について検討した．臨
床画像の画質の良悪を定量的に表す指標としてNECpatient，NECdensity，肝 SNR を定義した．これ
419

がん FDG-PET/CT 撮像法ガイドライン 第 2 版（福喜多，他)
PET における画質向上ソフトウェア（エンハン

diffuse large B cell lymphoma.
225-232, 2013

スリコンパッケージ）の開発．島津評論，68(1・2) : 43-50，201114) 松本圭一，大﨑洋充，佐藤 敬，他 : 陽電子断層
撮影法における画質標準化および定量値の精度に関 す る 研 究 班 報 告．日 放 技 学 誌，65 (5) : 668680，200915) 田中栄一 : ポジトロン CT a）原理．放射線科学，25(4) : 61-66，1982
16) Snyder DL, Miller MI, Thomas LJ, et al : Noise andedge artifacts in maximum-likelihood reconstructions
for emission tomography. IEEE Trans Med Imaging,
6(3) : 228-238, 198717) Onishi H, Motomura N, Fujino K, et al : Quantitative
performance of advanced resolution recovery strategies
on SPECT images : evaluation with use of digital
phantom models. Radiol Phys Technol, 6(1) : 42-53,

Ann Nucl Med, 27(3) :20) 織田圭一，坂田宗之，西尾知之，他 : 脳 PET における装置差に関する基礎的研究．日放技学誌，
68(6) : 669-679，201221) 松本圭一，遠藤啓吾 : 二種類の FDG-PET ガイド
ラインに対応した解析ソフトウェアパッケージの開発．日放技学誌，69(6) : 648-654，201322) Macdonald LR, Schmitz RE, Alessio AM, et al :Measured count-rate performance of the Discovery
STE PET/CT scanner in 2D, 3D and partial
collimation acquisition modes. Phys Med Biol, 53(14) : 3723-3738, 200823) deKemp R, Caldwell C, Farncombe T, et al : PET
imaging standards and quality assurance for the multicenter trials of the Ontario Clinical Oncology Group(OCOG) [abstract]. J Nucl Med, 47(Suppl) : 365P,
200624) Surti S, Scheuermann J, El Fakhri G, et al : Impact oftime-of-ﬂight PET on whole-body oncologic studies : ahuman observer lesion detection and localization
study. J Nucl Med, 52(5) : 712-719, 201125) 島田直毅，大﨑洋充，村野剛志，他 : FDG-PET/
CT 検査における物理学的指標に基づいた収集時間の最適化．日放技学誌，67(10) : 1259-1266，
2011

2013
18) Scheuermann JS, Saffer JR, Karp JS, et al :Qualiﬁcation of PET scanners for use in multicenter
cancer clinical trials : the American College ofRadiology Imaging Network experience. J Nucl
Med, 50(7) : 1187-1193, 200919) Daisaki H, Tateishi U, Terauchi T, et al : Standardization of image quality across multiple centers by
optimization of acquisition and reconstruction
parameters with interim FDG-PET/CT for evaluating420