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第73回総会学術大会シンポジウム 2

開催日：2017 年 4 月 14 日(金)8:50～10:50
会 場：パシフィコ横浜会議センター 503 会議室

医用工学と放射線技術科学との融合：期待される新技術
1．散乱 X 線を用いる新たなモダリティに向けて

戸田尚宏

愛知県立大学情報科学部

2．光ポンピング原子磁気センサと超低磁場 MRI
3．頭部専用 PET 装置の未来

小林哲生

京都大学大学院工学研究科

山谷泰賀

量子科学技術研究開発機構放射線医学総合研究所

4．画像ベース計算機支援放射線治療の先端技術

有村秀孝

5．Radiogenomics による診断支援と予後予測

内山良一

九州大学大学院医学研究院保健学部門医用量子線科学分野
熊本大学大学院生命科学研究部先端生命医療科学部門

6．多元計算解剖学が開く新たな医用画像処理技術

森 健策

名古屋大学

座長集約

藤田広志，原 武史
岐阜大学

1．散乱 X 線を用いる新たなモダリティに向けて

戸田尚宏

愛知県立大学情報科学部

はじめに

1．散乱線の影響とその補正

X 線画像による診断は医療において必須のものと

近年，X 線 CT の照射ビームの形状がコーンビーム

なっている．特に X 線 computed tomography(CT)の化するにつれ，散乱線の含有率が増大してきた．単純

与え得る情報は極めて重要である．X 線 CT は 1970

撮影では，散乱線の存在は，コントラストや鮮鋭度の年代の登場当初から，高速化，高精細化，低被ばく化

低下といった形で影響が表れるが，フィルタ逆投影にという軸に沿って開発が進められてきた．また，X 線

基づく通常の X 線 CT においては，カッピングや，そに情報として含まれているにもかかわらず，最近までれに伴うアーチファクトが再構成像上に出現し，診断

あまり利用されてこなかったエネルギー情報を抽出での妨げとなる ．
1)

きる装置も開発され，話題を呼んでいる．このよう散乱線に対しては古くからグリッドあるいはブッに，従来 X 線 CT において利用されてこなかった情報キーと呼ばれる撮像面直前に設置するコリメータにには新たなモダリティの創出が期待される．そうしたよって，散乱線を遮断する設備が用いられてきた．X

観点から考えてみると，散乱線が挙げられる．エネル

線 CT においても，近年，材料の加工技術が向上し，

ギー情報は有用であると考えられてきたが，これまで多列化した各検出器に対し X 線管焦点を精密に照準

散乱線は何らかの情報を含むとは考えられるものの，したグリッドが装着されるようになってきた ．
2)

画像診断情報を乱すものとして位置付けられ，グリッ

また，グリッドが利用できないような状況においドなどにより除去するのが一般的であった．本報告でて，X 線管と患者の間に直接線を部分的に遮蔽する

は，散乱線を利用することを目標とする話題を提供

ビームストッパー(あるいはビームブロッカー)と呼ばする．

れるブロックを設置する方法が知られている ．フ3)

ラットパネルなどの検出器上，ビームストッパーによって直接線の当たらない部分には，散乱線のみが到Vol. 74 No. 2 Feb 2018

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達する．したがってビームストッパーを短時間で移動似していることを意味する．このシミュレーションにさせれば，照射野内のすべての部位で散乱線のみのは，1 次散乱線のみを用いる方法 ，更には，時間を要データを得ることができるため，直接線と散乱線両方するがモンテカルロシミュレーションを用いる方法なを含むデータとの差を取ることによって，直接線のみ

どが検討されている ．

5)6)のデータを取得できる．この原理に基づいて種々の応用が考えられている．

2．散乱線の利用

更に，ポータブル撮影など，グリッドの装着が困難

前節における散乱線の補正あるいは除去という概念

な一般単純撮影の場面において，ソフトウエアによるは，散乱線が害をなす不要なものであるという前提に散乱線の除去を仮想的なグリッドと見立てたアプリ

立っている．しかし，散乱線は対象物がなければ発生

ケーションが，一部の装置で利用可能となっている．

しないことを考えれば，最低でも，対象物が存在する

これは，患者の体厚の情報から，散乱線のみの画像をという情報は含んでいるといえる．

カーネル関数によって推定し，撮影データから差し引

医療以外の領域で散乱 X 線が利用されている場面

くことでグリッド装着時と同様の効果を得る画像処理として，空港などのセキュリティチェックに後方散乱技術である ．

を利用する方式がある ．これは，ペンシルビーム X

4)7)

この仮想的なグリッドは患者の厚み情報を利用して線で検査領域を二次元的に走査し，広い面積を持つ検いるが，厚みだけでなく，体内の組織分布が判れば更出器で散乱線を捕らえることで画像化を行う．銃火器に正確に散乱線の量を見積もることができる．しかや爆発物などの描出にも優れるとされている．

し，一方向からの照射による単純撮影では体内の組織

また，放射線治療の分野における散乱線利用のアイ分布を正しく推定することは困難である．市販の装置

ディアもある．放射線治療においては高エネルギーのにおいては，部位ごとに多数の平均的な組織分布の放射線が人体に照射されるが，その際，照射部位からデータを作成して用いていると考えられるが，それで多くの散乱線が発生する．この散乱線は照射部位とのも，個々の患者に対しては平均からの偏差があるた相互作用の結果生じるものであるから，どの部位からめ，やはり誤差の発生を完全になくすことはできなの散乱線であるかが判れば照射線量分布を推定するこい．これに対し，X 線 CT の再構成においては，体内とが可能となる．二次元のパネル型検出器に散乱線射の組織(減弱係数)分布を多方向の投影データから推定

入方向を限定するコリメータを装着し，放射線治療中するため，この散乱線推定が正確に行える可能性があに検出器を回転移動させながら散乱線を計測し，計算る．通常のランバートの法則に基づくフィルタ逆投影機により再構成処理を行うことで，散乱線発生源の三法や逐次近似法では困難であるが，近年一部の X 線次元分布を求めることができる ．

CT 装置において利用可能となっているモデルを基礎

8)

診断領域における散乱線の利用法に関しても，模索とする逐次近似再構成法(model based iterative recon-が続けられている

struction: MBIR)は，散乱線の推定にも原理的に用いことができるが，中でも Norton の方法

ることが可能である．MBIR は基本的に患者のモデル

散乱の物理法則をうまく利用した点で興味深いので，(三次元的な再構成像)と X 線管，検出器などの構成

以 下 に 紹 介 す る．エ ネ ル ギ ーの入射光子が要素をできる限り正確にモデルとして計算機内で記述

Compton 散乱した後のエネルギーと散乱角しておき，仮想的な投影データをシミュレーションに係はより作成する．その際，散乱線発生もシミュレーショ
ンにより再現しておけば，散乱線を含む投影データを作成できる．初期の患者のモデルは，フィルタ逆投影

􎜂􀀱

9～11)

．古くは 1950 年代にまで遡る

􀀱􀀨􀀱−􀁣􀁯􀁳 􀀩

10)は Comptonの関􎜒

法などによりラフなものを採用するので，実際の投影で与えられる．ここで，は電子の質量，C は光速でデータとは隔たり(誤差)が生じる．何らかの数値的最ある．すなわち，同じエネルギーで入射した光子によ適化法を用いることで，この誤差が小さくなるようにる散乱角

患者のモデルを更新する．この投影シミュレーション

ギーは等しい．したがって対象物体の外に単一エネルと，モデルの更新を計算機内で何度も逐次的に反復す

ギーの X 線源と，離れた位置に検出器を置いた場合，ることで，散乱線を含む実際の投影データと，モデルX 線源と検出器を弦とする円弧上に位置する部位かの投影データが近づいていく．両者が近くなるという

ら検出器に届く散乱線のエネルギーは，円周角の定理

ことは患者のモデルが実際の患者の組織分布をよく近からすべて等しい．したがってこのエネルギーに限定が等しいならば，散乱光子の持つエネル

日本放射線技術学会雑誌

177

Fig. 1

均質細シリンダと検出器

すれば，この円弧上にある部位からの散乱強度の積分観点から問題を簡略化し，理論的な結果を得たので以値が検出器で測定できることになる．この原理によ

下に概略を述べる．

り，エネルギー分析可能な検出器をこの弦の上に複数

ヒントとなるのは，1 で解説した MBIR である．

個アレイ状に配置すれば，異なる円弧上の散乱強度のMBIR は散乱現象をシミュレートすることで投影デー

積分値を各検出器が測定することになる．これは，通タが合致するように逐次的にモデルを更新していく

常の第 3 世代 X 線 CT において，ある走査角度で対象が，その際，直接線の投影方向の検出器のみではなく，物体を通過する直線状のビームラインが，検出器ごと

側方散乱や，後方散乱も捕捉する検出器を対象物体のに異なることに相当する．また，散乱 X 線光子のエ

周囲に設置し，そのデータにも合致するように再構成

ネルギーが異なれば散乱角が異なるので，検出器アレ像を更新する方式を想定する．理論的に考察するため

イが測定する円弧の集合も異なる．これは，通常の第に，その基本構成を残したまま，
最も簡単な形にした体3 世代 X 線 CT での走査角を変化させることに相当す系を考案した．Figure 1 に示したように，均質で細いる．Norton は，このようにして得られるデータの集

シリンダの長軸に沿って単色 X 線ペンシルビームを合に対して，通常の直線上のフィルタ逆投影のアルゴ

射入し，対向する端から十分離れた位置に設置した小リズムを円弧上の逆投影に変更することで断層像再構

口径の検出器(直接線検出器)で減弱した直接線を計測成が可能であることを示した．この方法の特徴としてすることで細シリンダの減弱係数の推定問題を考える．

は，回転走査を要しないこと，X 線源と検出器の間にこの体系では，直接線検出器には散乱線はほとんど患者を挟まなくてよいことなどの利点があるが，高い混入しない．したがって散乱線の補正を行う必要はな

エネルギー分解能を有する検出器が必要であるため，いため，従来の X 線 CT の観点に立てば，最良，すな

現時点では研究段階である ．

わち最も精度が高く減弱係数の推定が可能な状況であ11)るといえる．しかし，われわれの興味は，入射する光3．散乱線の積極的な利用に向けて子数を同一としたうえで，この直接線の計測に加えて前節の例から，散乱線には対象の情報が含まれ，そシリンダ中で散乱する X 線も計測することで，減弱れによって断層像も描出可能であることがわかった．

係数の推定精度が向上するのかという点にある．シリしかしながら，散乱線に含まれるのはどのような情報ンダを取り巻くように散乱線検出器を配置し，これをなのであろうか．Compton 散乱は，光子と電子の衝

長軸の方向を幾つかのリング状のセグメントに分割し突によって生じるから，対象物体中の電子密度を反映て散乱線を計測する．動径方向には一様(等方)に散乱していることは確かであるが，直接線による情報とはするものとして，更に簡略化したモデル上で理論解析

独立な成分を含んでいるのであろうか．もし，含むのを行った．有限個の X 線光子が長さ cm で減弱係数であれば，減弱係数の体内分布を推定目標とする通常のセグメントに射入した場合，直接線としてこのセの X 線 CT において，散乱線も測定に付け加えることグメントを抜け出る確率は 􀀽 􎸒 と表される．また

で画質改善，ひいては被ばく低減に繋がると考えられは散乱要素

るが，これまでそのような根拠は与えられているので

􀀽 􀀫あろうか．われわれはこの点に関して調査を行ったは， 􀀽􎜀􀀱􂈒 􎸒 􎜐が，これまでにそのような根拠を与えた研究を見つけ

定値は多項分布に従う確率変数としてモデル化できることはできなかった．散乱線を積極的に利用するこる．Figure 2a に一つのセグメントの理論モデル概念とで対象の情報を得る方法を構築していくための基礎図を示した．シンボルʠ

的な知見を蓄積していく必要がある．そこで，独自の消滅を意味する．散乱線検出器をVol. 74 No. 2 Feb 2018と光電吸収要素の和としてと表され，散乱線として計測される確率で与えられ，これらを用いて，測ʡは光電効果による光子の個に分割した場

178(a) Theoretical model (1 segment)

a
b

(b)
Fig. 2− segment theoretical model

多項分布を用いた理論モデル(a)理論モデル(1 セグメント分)(b)k セグメント理論モデルa(a) Using primary X-ray only
Fig. 3個のセグメントを連結させたモデルとなる．
一般に(不偏)推定量の精度はその分散で評価される
連結のセグメント理論モデルの確率関数

を 導 出 し， との有効推定量の共分散行列をFischer の情報行列により解析的に導出した．その結果，減弱係数(b) Using both primary and scattered X-ray

推定された減弱係数の分布(a)直接線のみを用いた場合，(b)直接線と散乱線を用いた場合

合には，Fig. 2b に示したように

ため，この

b

を用いて推定した場合，Fig. 3b は直接線に加えて 10個に分割した散乱線検出器を用いた場合に推定された
減弱係数の分布である．図中縦軸と平行な実線は真の減弱係数を表す．同じ入射光子数であっても，散乱線も用いた方がヒストグラムの幅が狭く，推定精度が向上していることがわかる．

の推定値の分散は散乱線検出器の分割

また，この例の場合，直接線のみの測定による分散数(セグメント数) を増やせば単調に減少していくこを，十分な数の散乱線検出器によって散乱線も計測すとが理論的に証明された ．また，分割数を増加させることによる分散が同程度になるのは，入射光子数がたとき，分散はある値(下限)に収束し，射入した光子

直接線のみの測定の場合の約 40％程度であることが数での限界の精度も理論的に知ることができた．

わかった．更に材質が骨の場合では 3％程度の光子数

12)

こ れ ら の こ と は Electron Gamma Shower 5(EGS5)

で，直接線のみの計測と同程度の精度を達成でき，被を用いたモンテカルロシミュレーションにばくを低減させられることがわかった．散乱線を計測

よっても確認している．例として Fig. 1 で表される

することによって，減弱係数の推定精度の向上，およ細シリンダ(長さ 20 cm)を水(通常の 1.5 倍の密度)でび被ばく低減できる場合が存在することを初めて示し

構成し，􀀱􀀰 個の光子を射入した場合の測定データにたといえる．

13)􎨵

対して，近似的な最尤法により減弱係数を推定した．
Figure 3 は推定された減弱係数の散らばりをヒスト
グラムで表したものである．Figure 3a は直接線のみ

おわりにX 線診断における散乱線の取り扱われ方について

日本放射線技術学会雑誌

179概観した．エネルギー情報と比較すると，その存在はを得た．実際の X 線 CT において，散乱線を用いるこ

否定的に捉えられているが，現象を理論に組み込めと，すなわちグリッドやコリメータを取り除き，新たば，有用な存在となり得ると考えられる．われわれに側方や後方散乱線を捉える検出器を設置することは，理想的な状況下においては原理的に散乱線を用いで，断層像再構成精度を向上させられるものと考えてることで減弱係数の推定精度を上げられるという認識

いるが，それは今後の取組みにかかっている．

参考文献
1) J Hsieh. Computed tomography: principles, design, artifacts
and recent advances. Bellingham: SPIE Press, 2003.
2) Kyriakou Y, Kalender W. Efficiency of antiscatter grids forflat-detector CT. Phys Med Biol 2007; 52(20): 6275-6293.
3) Yan H, Mou X, Tang S, et al. Projection correlation based viewinterpolation for cone beam CT: primary fluence restoration in
scatter measurement with a moving beam stop array. Phys Med
Biol 2010; 55(21): 6353-6375.
4) 川村隆浩，内藤 慧，岡野佳代，他．新画像処理「Virtual
Grid(バーチャルグリッド)技術」の開発：X 線検査の画質と作業性の向上．Fujifilm Research & Development 2015;
10: 21-27.
5) 上野功裕(島津製作所)．散乱線補正方法，画像処理装置
および断層撮影装置．特許公開番号 2014083234, 2014.
6) Takemoto K, Yamazaki Y, Toda N. X-ray computed
tomography reconstruction using scattered radiation. KEK
Proceedings 2013; 2013-6: 1-8.
7) American Science & Engineering Inc. X-ray imaging particu-

larly adapted for low Z materials. US Patent Number 5313511,
Date of Patent May 17, 1994.
8) 東芝 . 放射線治療用線量分布測定装置及び放射線治療用
線量分布測定プログラム．2013; 特許第 5238242 号．
9) Lale PG. The examination of internal tissues, using gamma-ray
scatter with a possible extension to megavoltage radiography.
Phys Med Biol 1959; 4: 159-167.
10) Norton SJ. Compton scattering tomography. J Appl Phys 1994.
doi: 10.1063/1.357668.
11) Truong TT, Nguyen MK. New properties of the V-line Radontransform and their imaging applications. Journal of Physics A:
Mathematical and Theoretical 2015. doi: 10.1088/17518113/48/40/405204.
12) 中神徹也，戸田尚宏，山崎陽一，他．散乱線の測定による減弱係数の推定精度向上―光電吸収の導入―．電子情報通信学会技術研究報告 2017; MBE 2016-97: 75-78.
13) Hirayama H, Namito Y, Bielajew A, et al. The EGS5 code
system. KEK Proceedings 2005; 2005-2008.

2．光ポンピング原子磁気センサと超低磁場 MRI

小林哲生

京都大学大学院工学研究科

はじめに

関 心 が 高 ま っ て き て い る．超 伝 導 量 子 干 渉 素 子

現在，医療の現場では磁気共鳴画像(magnetic reso-(superconducting quantum interference device:

nance imaging: MRI)装置が日常的に用いられ，さまSQUID)や本講演で紹介した光ポンピング原子磁気セ

ざまな疾患の画像診断や治療効果の検証などに利用さン サ (optically pumped atomic magnetometer:

れている．MRI の原理が最初に米イリノイ大学のOPAM)といった超高感度の磁気センサを，従来のLauterbur 博士により Nature に発表されたのが 1973

MR 装置で用いられてきた RF コイルに代えることに年であるから，既に 45 年近く経過していることにな

より超低磁場 MRI が実現可能であり，装置の小型・低るが，MRI は現在でもなお日々進化を続けている数少価格化が期待されている．

ない技術である．2003 年にはノーベル医学生理学賞
が，実用化への道を拓いたこの Lauterbur 博士と英1．光ポンピング原子磁気センサ(OPAM)

ノッティンガム大学の Mansfield 博士に与えられた．

近年，アルカリ金属原子(K，Rb，Cs など)のスピン

MRI は印加する磁場の制御，磁気共鳴信号の計測，信偏極を用いた光ポンピング原子磁気センサに注目が集

号処理，画像化などの技術を統合し，一つのハードウまっている ．光ポンピング法とは，近接した二つのエアでさまざまな情報を画像化することが可能なシス

エネルギー準位における電子の占拠数に光を用いてテムである．

(近年では円偏光のレーザを使用)大きな差を作る方法

MRI の最前線では，ハードウエア面でも高磁場化やパラレルイメージングによる高分解能化などが図られている．更に新たな展開として，超低磁場 MRI にもVol. 74 No. 2 Feb 2018

1)

で，1950 年にフランスの Kastler が提案し，1966 年にはノーベル物理学賞を授与されている．
OPAM の感度にはスピンの緩和時間の長さが関180わっており，緩和時間が長いほど感度が高くなる．このスピン緩和時間を決める一因としてスピン交換衝突があるが，スピン交換衝突に伴う緩和が実効的になくなるような(spin-exchange relaxation-free: SERF)条件を満たせば，1 fT/Hz

1/2

を凌ぐ 10

–16

T/Hz

1/2

オーダの感度を有する SQUID

オーダまで到達可能であることが2002 年に実験的に示された ．これが契機となって，
2)

現在 OPAM は生体磁気計測をはじめとして，核磁気共鳴(nuclear magnetic resonance: NMR)信号の検出や磁気共鳴画像(MRI)といった医用イメージング分野への応用研究が進められている．
今回のシンポジウムにおける講演では，この超高感度な OPAM の基本的原理を説明した後，われわれがFig. 4モジュール型 OPAM の外観(a)と内部構 a
4)造(b) ．内部にカリウムを封入した立方体ガラスセルを有す．

b

開発してきた小型モジュール化された OPAM，更にこの OPAM を用いた脳磁図計測と超低磁場 MRI シ
ステムについて，その臨床的意義や将来展望も含めてという原理で動作する．なお，印加磁場と回転角との概説した．

関係はセル内部の温度やポンプレーザ強度，プローブ
レーザ波長，アルカリ金属原子の種類などの計測条件

2．OPAM の原理

によって変化する．この場合，数 10 pT 以下の磁場に

現在 OPAM には，さまざまなタイプのものが提案

おいては印加磁場と回転角は比例しているとみなすこされている．本稿ではその中で最も感度の高い計測がとができ，1 fT の磁場に対する回転角は約 0.4 􀎼 rad

可能なポンプ用レーザ，プローブ用レーザの二つを直である．

交させた SERF 条件を満たすポンプ–プローブ型が最も高感度の OPAM である．この SERF 条件は，密度3．OPAM による MEG 計測

行列式を解くことにより理論的に示されたもので，一OPAM を用いた脳磁図(magnetoencephalography:

つは光ポンピングされる原子密度が極めて高いというMEG)計測については，これまで Princeton 大学，

条件，もう一つがゼロ磁場に近い(実際には数 nT 以

Physikalisch-Technische Bundesanstalt (PTB)，the

下程度でよい)の静磁場環境において動作させるとい

National Institute of Standards and Technology

う条件である．

(NIST)，Wisconsin 大学の各研究グループが報告して感度を制限する要因の一つであるスピン偏極の緩和いる．われわれも OPAM を用いた MEG 計測の実現

時間を長くするため，アルカリ金属原子が封入されたに向けてモジュール型の OPAM の高感度化と小型化

ガラスセルの壁面とアルカリ金属原子の衝突までの時を図り，このモジュール型 OPAM を用いて，MEG 計

間を長くする目的でセルにはバッファーガス(He や測に成功している ．

N など)が一緒に封入される．

4)

Figure 4 に，われわれが MEG 計測用に開発したモOPAM は，測定体積が小さくても高い感度を保つ

ジ ュ ー ル 型 OPAM を 示 す ．こ の モ ジ ュ ー ル 型

ことが期待でき，多チャンネル化により高い空間分解

OPAM では，ガラスセル，光ファイバ，光学系，ヒー

能 を 持 っ た 磁 場 計 測 が 可 能 に な る．理 論 的 に 10

タ，断熱材などが一体となっており，底面積 64 cm ，T/Hz

高さ 19 cm 程度の円筒型であり，内部にセンサ本体と

–17

1/2

オーダの感度が期待できる ．
3)

OPAM では，まずガラスのセルに封入された気体の状態にあるアルカリ金属原子に円偏光のレーザ光を4)

2

なるカリウムを封入した一辺 2 cm の立方体ガラスセルを有している．

あて，光ポンピングさせることによってスピン偏極 S

このモジュール型 OPAM を用いて，被験者にビーを生じさせる．この状態で，印加される磁場 B によりプ音を 4 秒ごとに与え，そのたびに開眼と閉眼を繰り

スピン偏極がトルクを受けて回転し，円偏光レーザと返してもらい，その間，後頭部の視覚野近傍に配置し直交する方向でアルカリ金属原子にあてられたプロー

たモジュール型 OPAM で脳神経磁場を 800 秒間計測

ブレーザの直線偏光面がスピン偏極のプローブ方向成した．その後，8–13 Hz のバンドパスフィルタをか分による磁気光学効果により回転する角度を計測する

け，更に 8s ごとに切り出したデータの分散から事象

日本放射線技術学会雑誌

181

する活動電位を起源とする脊磁図(magnetospinography: MSG)の計測に関しても現在研究を進めている．
4．OPAM による超低磁場 MRI
はじめにも述べたように，OPAM の医療分野への応 用 に お い て 重 要 な も の と し て，静 磁 場 強 度 が 1
􀎼T～1 mT で MRI が撮像可能な超低磁場 MRI システムがある．超低磁場 MRI は，磁化率アーチファクトが小さくできることや，T1 強調コントラストが高く腫瘍を高コントラストで表出できるといった高磁場
MRI にはない多くの長所を有しており，SQUID を用いたシステム開発が既に先行して進んでいる．
この超低磁場 MRI においては通常，撮像時に NMR
信号を増大し S/N を向上することを目的に数 10 mT
以上の pre-polarized 磁場を間欠的に印加する．
われわれは，前節で述べたモジュール型 OPAM をセンサとし，前節で紹介した MEG などの生体磁気信号の同時計測も可能なマルチモーダルな超低磁場
MRI システムの実現を目指して研究・開発を進めてきた．2016 年には，水冷型の pre-polarized コイル，2 次
微分型の入力側コイルを備えたフラックストランス
Fig. 5

開眼閉眼(実線)および常時閉眼(破線)実験時
4)の ERD 波形 ．(a)モジュール型 OPAM による計測結果．(b)SQUID マグネトメータの計
測結果．

aフォーマ，モジュール型 OPAM を組み合わせた新たb

な超低磁場 MRI システムのプロトタイプ機を設計・試作し，ラーモア周波数 5 kH(静磁場強度：約 117.5
􀎼T)において，NMR 信号の計測と MRI の撮像に成功
した ．
5)

関連脱同期(event-related desynchronization: ERD)をOPAM による超低磁場 MRI は，液体 He などの冷得た．また，常時閉眼状態での脳神経磁場も比較のた媒を必要とする SQUID-MRI とは異なり，装置の小めに計測し開眼に伴う ERD を捉えることができた．

型・低価格化が図れるメリットがあることから，近所

Figure 5a は，モ ジ ュ ー ル 型 OPAM で 計 測 し たのクリニックなどへの普及が容易で，更に検診車に搭

ERD，Figure 5b は，比較のため，全頭型の SQUID-

載することも可能であると考えられることから，そのMEG システム(Neuromag 社)を用いて計測した ERD

実用化によって各種疾患のスクリーニングや早期発見であり，102ch のマグネトメータで計測した結果の中に寄与することが期待されている．

で，外後頭隆起点(inion)に最も近い位置での結果を示す．いずれの結果からも開眼後 1000 ms 付近で分散値が減衰する ERD が捉えられている．

5．むすび
MRI 技術は医療や福祉に貢献する高齢化社会におわれわれは更に，左右視野に呈示したチェッカー

いて必須の技術である．本講演で紹介したモジュール

ボード刺激に対する，このモジュール型 OPAM を用型 OPAM ならびにそれを用いた超低磁場 MRI には，い た 視 覚 誘 発 磁 界 (visual evoked magnetic fields:

まだ多くの基礎研究が必要であるが，液体 He での冷VEF)の計測にも成功している．以上の結果から開発

却なしに超高感度が実現できる磁気センサは，医用イしたモジュール型 OPAM は，1 チャネルではあるもメージング分野に留まらず，磁気計測に関連するさまのの既存の SQUID-MEG と同等の性能を有している

ざまな分野にイノベーションやパラダイムシフトを起ことが実証できたと考えている．なお，われわれの研こすことが期待できる．一方，科学という側面から見究室では，OPAM を用いた生体磁気計測について，以ても，MRI と MEG などを融合一体化したマルチモー

上に紹介した MEG のほかにも，心磁図(magnetocar-

ダルなイメージングシステムは，多くの謎に包まれてdiography: MCG)計測を既に実現し，更に脊髄を伝搬いる人間の高次脳機能のメカニズム解明につながるもVol. 74 No. 2 Feb 2018

182

のである．

の早期実現に向けて，産官学および国際的な連携強化

今後，この新技術を核として，超低磁場 MRI をはじが望まれる．

めとする新たな光学的生体磁気イメージングシステム

参考文献
1) 小林哲生．光ポンピング原子磁気センサ，電気学会誌
2016; 136(1): 26-29.
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3．頭部専用 PET 装置の未来

山谷泰賀

量子科学技術研究開発機構放射線医学総合研究所

はじめにinteraction(DOI)検出器を世界に先駆けて開発してきPositron emission tomography(PET)は，がん診断や分子イメージング研究に不可欠な画像診断法である．陽電子放出核種である F(半減期約 110 分)で目
18

印したブドウ糖類似体であるフルデオキシグルコース

た．DOI 検出器は，あらゆる方向から入射した放射線も正しく検出できる．
本章では，DOI 検出器が可能にする PET イノベー
ションについて，実例を交えながら解説する．

(fludeoxyglucose: FDG)を少しだけ注射する．がん細胞は，正常な細胞よりも多くのエネルギーを消費する

1．DOI 検出器

ので，1 時間ほど経つと，がんに FDG が集中した状態

PET の検出器は，放射線を微弱な可視光に変換すになる．そして，核種の崩壊に伴って同時にほぼ正反るシンチレータと，その光を電気信号に変換する光電対に発生する一対の消滅放射線(511 keV の放射線)を子増倍管などの受光素子から構成されるが，シンチ

同時計数法の原理で計測することで，薬剤の体内分布

レータの厚みにより解像度と装置感度が両立できないを断層像として画像化する．がんの性状診断やアルツという問題を抱えていた．すなわち，511 keV の消滅

ハイマー病の早期診断などを目的とした新しい PET

放射線を十分に検出するためには，PET 専用に開発

薬剤の研究開発も盛んである ．特にアルツハイマー

された高密度シンチレータでさえも，厚みを 2–3 cm

病診断に関しては，原因物質の一つとして考えられて厚にする必要がある．よって，検出器を体に近づけているアミロイド タンパクやタウタンパクに特異的に感度を高めようとすると，シンチレータの厚みによっ結合する PET 診断薬の研究開発が進んでおり，一部て斜め方向から入射する消滅放射線に対する位置精度は実用化に至っている．

が劣化してしまう(Fig. 6a)．

1)

PET 装置は年々高性能化してきたが，1975 年の誕

これを解決するために，シンチレータ内の深さ方向

生以来変わっていないことが一つある．それは円筒状の相互作用位置(DOI)を弁別する技術が切望されてきの検出器配置である．これは，シンチレータ(放射線た．放射線医学総合研究所(放医研)では，産学協力体感受部)の厚みによって斜め入射の放射線がうまく検制のもと，反射材制御型による 4 層 DOI 検出器(Fig.

出できないという，従来検出器の特性に一因がある．

6b) を 世 界 に 先 駆 け て 開 発 しそのため，これまでの PET 装置では，検出器になる「jPET-D4」にてその効果を実証した

べく垂直に放射線が入射するように大きな円筒状に検は，体に近づけても位置検出精度が劣化しないため，出器を並べてきたが，この検出器配置が PET カメラ

感度と解像度を共に高めることができる．DOI 検出の進化を妨げてきた．そこでわれわれは，シンチレー

器は，jPET-D4 による実証を受け，OpenPET に応用

タ内の放射線位置を三次元的に検出できる depth-of-

されたほか，島津製作所により乳房専用の PET 装置

2, 3)，頭 部 用 試 作 装 置
4, 5)．DOI 検出器

6)

日本放射線技術学会雑誌

183

うが，検出器を増やすことなく放射線計測感度を高めることができる．具体的には，半球状に検出器を並べたヘルメット部(内径 25 cm，外径 50 cm)のほかに，
あご部にも帽子のあごひものように検出器を追加配置することで，脳の中心部の感度も高めた．検出器の使用数(54 個)は，一般的な従来装置に比べて約 1/5 と少ないため，装置価格を下げることが期待できる．
性能試験の結果，装置感度は脳中央部で 5％，脳表部で 10％(従来装置の約 3 倍)と高く，場所によらず均
一な 3 mm 以下の解像度が達成できた(Fig. 7c)．逐次近似画像再構成法を使えば，1 mm 台にまで解像度
aFig. 6b

PET 用検出器の比較(a)従来の検出器，(b)DOI 検出器を高めることもできる．
外観については，検出器部の小型化や座位型設計によって，市販 PET/CT に比べ，大幅な小型化も実現した．PET 装置は放射線管理区域内に設置する必要があるが，一般的に院内の放射線管理区域スペースは限られているため，装置小型化も普及の鍵となるだとしての実用化が進められた ．

ろう．

2．ヘルメット型 PET

3．まとめ

7)

DOI 検出器が可能にする未来の PET 装置の姿とし

超高齢化社会を目前にした認知症対策として，PETて，われわれによる最近の開発を紹介する．それは，による早期診断などの実現が期待されている．感度の頭部専用のヘルメット型 PET である．頭部に特化し高い本装置により，認知症の発症前から早期では蓄積た検出器配置によって，解像度，感度，コスト，サイ

量がわずかであると考えられている脳内の原因タンパ

ズといった従来の PET 装置の問題を一気に解決する

ク質の量や分布を画像化できると期待されるほか，感世界初のアイディアである ．株式会社アトックスと度が高い分だけ，検査時間の短縮や PET 薬剤の少量の共同研究として実証機を開発した(Fig. 7a) ．

化による被ばくの低減も可能になる．PET 薬剤の少8)9)近づけても解像度を維持できる DOI 検出器の特徴

量化や検査時間の短縮は患者にとって有益であるだけを活かして，頭部に最も検出器を近づけるようにしてでなく，検査機関においては検査の回転を上げられるいる(Fig. 7b)．これは，半径・高さが同じ場合，円筒点も利点となろう．これらを可能にする高性能，小型と半球は表面積が同じになることが発想のもとになっで低価格化も見込めるヘルメット型 PET は，認知症ている．すなわち，頭部専用装置なら，半球形状のほPET 診断の普及に役立つと期待される．

aFig. 7Vol. 74 No. 2 Feb 2018

開発したヘルメット型 PET(a)外観，(b)検出器配置，(c)性能試験の結果

b

c

184

参考文献
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4．画像ベース計算機支援放射線治療の先端技術

有村秀孝

九州大学大学院医学研究院保健学部門医用量子線科学分野

はじめに
放射線治療は手術と比較して患者の身体機能温存と(1)病理画像におけるコンピュータ支援鑑別診断(2)深層学習を用いた領域抽出

負担軽減の点で優れている．特に高齢化社会に向かっ(3)点分布モデルを用いた計画標的体積マージンの決定ている日本，米国などの先進国では高齢者に対するが(4)位相制御リスキャニングによる重粒子線治療

ん治療として重要である．従来の放射線治療は「腫瘍(5)MRI を用いたリアルタイム腫瘍追跡への線量を高め，正常組織への線量を可能な限り減ら(6)X 線と陽子線治療における 4 次元線量分布推定

す」ことを目的とし，物理的側面に重点を置いて発展してきた．例えば，高線量域を腫瘍形状に合うように

更に，放射線治療の予後を予測するための新しい画

治 療 す る intensity modulated radiotherapy (IMRT)

像解析の手法であるレディオミクス(radiomics)を紹や，動く腫瘍を追跡し，腫瘍の位置決め精度を高めた

介する．

real-time radiotherapy(RT-RT)である．現在の放射線治療技術では医用(特に画像)工学が重要であり，応1．期待される新技術

用例を以下に示す．

1-1

病理画像におけるコンピュータ支援鑑別診断

バーチャルスライド技術の進歩は目覚ましく，ディ(1)治療方針決定のための画像診断

ジタル病理画像に基づくコンピュータ支援鑑別診断シ(2)治療計画の際の腫瘍領域とリスク臓器の領域抽出

ステムが研究開発されており ，ディジタル病理学と(3)cone-beam computed tomography(CBCT)画像や呼ばれている．現在のがん治療では，病理画像によっ

正面・側面の画像による患者位置決め(4)照射中の透視画像による腫瘍追跡

1)て治療方針が決定するが，今後は病理画像を積極的に利用した放射線治療が進むと考えられる．例えば，
Lin らは，マウスに移植した前立腺がん領域の半分を最 近，筆 者 はʠImage-based Computer-Assisted

放射線で照射し，照射領域と非照射領域で，種々のRadiation Therapyʡという本を Springer 社から出版

MR 画像と病理組織画像における MR 信号，細胞のサした．この本では多くの研究者に，放射線治療におけイズや数などの情報を調べ，二つの領域で有意差がある画像工学の応用例を，基礎知識を含めて理論的な側ることを示した ．

面を中心に執筆して頂いた．この講演記録では，この1-2

本の内容の一部を含めて期待される以下の新技術を紹
介する．

2)

深層学習を用いた領域抽出

放射線治療の領域でも深層学習を用いた応用研究が行われている．Ibragimov らは，Markov random fieldに基づく周辺ピクセルとの連結性と，深層学習の一つ

日本放射線技術学会雑誌

185

Fig. 8

前立腺癌 CTV 表面における偶然誤差のカラーマッピング(左)と 6 方向の偶然誤差(右)である畳み込みニューラルネットワーク(convolution-

いままのビームを用い，高速制御によって縦，横，深al neural network: CNN)の出力を含む目的関数を定義

さの三次元方向にスキャンし，複雑な形状の腫瘍領域

し，リスク臓器(下顎骨，視神経，脊椎，眼球，視神経，を塗りつぶすように照射する ．しかし，腫瘍の移動

視神経交叉など)の領域抽出を試みた ．その結果，視位相とスキャニングの位相が同期しない場合，塗りム

神経と視神経交叉では 0.7 未満の DSC となり，CNN

ラが生じ線量分布が劣化する可能性があることが問題の限界の一部を示した．

となっていた．そこで，スキャン速度の高速化とビー

1-3 点分布モデルを用いた計画標的体積マージンの

ム強度を照射中に変化させる位相制御リスキャニング

3)

決定計算解剖学の手法の一つである点分布モデルが，計画標的体積(planning target volume: PTV)の決定に応5)法が開発された ．この先端技術によって線量分布の6)均一性が向上した．
1-5

MRI を用いたリアルタイム腫瘍追跡用されている．一般に，放射線治療で起こる位置の不

現在，リニアック(直線加速器)には CBCT 装置が確かさなどを考慮して PTV マージンを決定するが，装備され，患者の位置合わせに必須の装置となってお現状では標的(腫瘍領域)の形状変動は考慮されていな

り，適応型放射線治療への応用が期待されている．しい．Shibayama らは，標的の形状変動を考慮した

かし，被ばくの問題，軟組織の認識が難しいなどの問

PTV マージンを求めることを最終目標とし，前立腺題があり，近年，軟組織のコントラスト分解能が高く，癌放射線治療計画における標的の形状変動のシステマ

被ばくしない MR 装置と，リニアックを融合するため

ティックエラーとランダムエラーの算出法を提案しの研究開発が行われている ．MRI を用いた腫瘍位置

た ．照射前に位置照合のために撮影された CBCT 画

合わせ，線量分布計算，適応型放射線治療など多くの像上で，手動によって描出した clinical target volume

用途が考えられる．そのような状況で MRI を用いた

(CTV)の輪郭データを点分布モデルに変換し，共分散

リアルタイム腫瘍追跡法が研究されている ．研究方

行列を求め，それを用いて形状変動のシステマティッ

法は，多くの腫瘍と血管のテンプレートを用意しリア

クエラーとランダムエラーを計算した．Figure 8 に

ルタイムに追跡するという方法である．

形状変動のランダムエラーの表面分布(左)とランダム

1-6

4)

7)

8)

X 線と陽子線治療における四次元線量分布推定

エラーの標準偏差(右)を示す．その結果，標的の形状

現在，放射線治療時の線量分布は確認されておら変動は PTV マージンの決定において無視できないこず，治療計画に従って線量分布が投与されているかのとを彼らは示した．

精度検証はされていない．放射線治療の「物理的な1-4 位相制御リスキャニングによる重粒子線治療質」を保証するための研究が行われているが，その中重粒子線治療では，三次元スキャニング照射が実用から，二つの放射線物理と画像工学の融合研究を紹介化されている．三次元スキャニング照射は，動的照射する．一つは体幹部定位放射線治療おける患者体内四野形成技術で，ブラッグピークを拡大することなく細次元線量分布モニタリング法の開発である ．ここでVol. 74 No. 2 Feb 2018

9)

186

は，electronic portal imaging device(EPID)二次元の的に費用と時間が掛かる．これらの問題点を克服する

動画像から推定した射出線量分布画像(portal dose im-

ために，レディオミクスの概念が考え出だされた．

age: PDI)と治療計画 CT 画像間の 2D/3D レジスト

レディオミクスは，「放射線画像」を意味する radio

レーションを用いて，四次元の治療時の CT 画像を推と「遺伝子・タンパク質・代謝産物・糖鎖などを大規定し，線量分布計算を行った．もう一つは，患者体内模・網羅的に扱う研究分野」を意味するオミックス

中での陽子線照射領域を可視化する研究である ．陽(omics)から作られた造語である．レディオミクス

子線照射時に体内で起こる標的原子核破砕反応から生は，大規模な医用画像データベースから求めた大量の成されるポジトロン放出核の消滅放射線を用いて照射

画像特徴量(通常，400 以上)を網羅的に解析し，臨床領域を画像化する．画像化の方法は PET の原理と同情報(予後など)との関係を調べる分野である．レディじである．

オミクスでは，医用画像を表現型「フィノタイプ」(オ10)

ミックス分野の用語で，遺伝子型「ゲノタイプ」が形
2．レディオミクス

質として表現されたもの．形態，構造などを含む)と個々の患者の医用画像に基づいて精密医療(preci-

みなしている．

sion medicine)を実践できるレディオミクス(radio-

レディオミクスの特徴量は形状解析，濃度ヒストグmics)が放射線治療の分野でも注目されている ．従

ラム解析，テクスチャ解析，ウェーブレット解析など

来のオーダーメイド医療では遺伝子情報などに従ってから求める ．求めた特徴量は，腫瘍の予後と関連す患者を個別化する．一方，精密医療では，遺伝子情報る性質(特に不均一性)を反映していると考えており，などに基づいて患者群を層別化し，それぞれのサブタ

レディオミクスの特徴量から予後を予測できると思わ

イプごとに診断や治療法を決定する概念である．したれる．レディオミクスの利点は，医用画像から求めるがって，遺伝子情報が必要となる．しかし，従来の精ため時空間的な腫瘍の情報を得ることができること，

密医療にはいくつかの問題点がある．遺伝子情報を抽

通常診療で撮像されている画像を用いるため安価であ出するための生検が侵襲的であり，生検から得た一部ることなどである．レディオミクスでは，患者群をク

の腫瘍組織情報は不正確な場合がある．なぜなら，腫ラスター分析などの方法を用いて層別化し，臨床情報

瘍は空間的かつ時間的に不均一な遺伝子変異を起こしとの関連を調べる．更に遺伝子変異との関連も調べるていることが分かっているからである ．更に，一般

こともある ．

11)

12)

13)

13)

参考文献
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日本放射線技術学会雑誌

187

5．Radiogenomics による診断支援と予後予測

内山良一

熊本大学大学院生命科学研究部先端生命医療科学部門

はじめに

遺伝子検査には，①遺伝学的検査と②体細胞遺伝子

近年，ヒトゲノム計画で明らかになったヒトの全塩検査がある．前者は，被験者のゲノムが対象であり，基配列から疾患に関連した遺伝子などを解析するポス

血液から遺伝子情報を収集することができる．ゲノム

トゲノム研究が盛んに行われている．ポストゲノム研

は生涯変わることはないが，ゲノムに生じた変異が多究の進展によって遺伝子の解析コストも急速に低下し因子疾患の原因となる．一方，後者は，がん細胞のゲており，2002 年には約 95 憶円であった解析コストは，ノムが対象であってがん細胞から遺伝子情報を取得す2013 年には約 10 万円になった．そのため，臨床現場

る．がんはゲノムに生じた遺伝子変異が原因であり，で遺伝子検査が日常的に行われる日も近いと予測でき変異した遺伝子から産生される細胞が異常増殖したもる．このような背景のもと，これまで画像を中心に展のである．そのため，治療法の選択には変異した遺伝開されてきた放射線医学の研究に，遺伝子という新し子の同定が鍵になる．以下に，①個人のゲノムと画像

い視点を加える Radiomics と呼ばれる研究分野が広検査を融合することによるアルツハイマー型認知症のがりを見せつつある．ここでは，画像検査と遺伝子検診断支援に関する研究，および②がんのゲノムと画像査の融合による，近未来型の診断支援と予後予測の技

検査を融合することによる脳腫瘍患者の予後予測に関術について述べる．

する研究について述べる．

1．Radiomics・Radiogenomics とは

2．アルツハイマー型認知症の早期診断のためのコン

ポストゲノム研究の主体であるオミックス研究とピュータ支援診断Radiomics の関係を Fig. 9 に示す．遺伝子の総体をゲ

これまでのコンピュータ支援診断(computer-aided

ノム(genome)，タンパク質の総体をプロテオーム

diagnosis: CAD)に関する多くの研究は，年齢や喫煙歴(proteome)とそれぞれ呼ぶ．そして，それらの網羅的といった環境因子と画像特徴量の関係を分析し，病気

な解析技術やそれによって得られた情報を，語尾にオの存在診断や鑑別診断の支援を行うものであった．本ミックス(omics)を付けて，Genomics，Proteomics と研究の目的は，遺伝子という新しい視点を加えること呼ぶ．これらの定義に従えば，Radiomics とは，医用によって個別化医療を支援する次世代型の CAD に関画像を網羅的に解析する技術やそれによって得た情報する研究開発を行うことである．まず，三次元脳 MRの総称ということになる．医用画像は，病変の分子レ

画像の大きさや位置を揃える脳形態標準化処理を施し

ベルの活動から最終的な形になるまでの過程を画像化た．つぎに，複数の正常症例から正常標準脳を作成ししたものであるから，細胞の多階層の活動情報が記録たのち，正常標準脳との差を Z スコアマップで表示すされたものであるといえよう．つまり，医用画像は，る機能を構築した．アルツハイマーの関連遺伝子とし各階層のオミックス情報と包含関係にあり，各階層のて APOE を選択し，遺伝子タイプの違いによって，軽オミックス研究との融合が可能である．特に，医用画度認知障害，アルツハイマー型認知症の患者群で脳の像とゲノムの関係を調べる研究は Radiogenomics と萎 縮 部 位 が 異 な る か を 検 討 し た．実 験 の 結 果，

呼ばれ，医用画像とタンパク質の関係を調べる研究はAPOE 4 の軽度認知障害患者は，APOE 3 の患者と比Radioproteomics と呼ばれている．Radiomics 研究で較して頭頂葉から萎縮が進むこと，APOE 3 の患者

は，病変の形状，濃度，テクスチャ，ウェーブレット

は，軽度認知障害からアルツハイマー型認知症になる

変換に基づく解像度の特徴など，数百もの高次元画像

際に脳全体で萎縮が進むが，APOE 4 の患者は，萎縮特徴量(radiomic features)を抽出して研究が展開されが海馬などの領域に留まる傾向があることが明らかにている．病態の形態的特徴を定量化した radiomic fea-

なった．遺伝子タイプによる画像所見の違いをコンtures と遺伝子やタンパク質との関係を明らかにする

ピュータで学習すれば，個人の体質を考慮した次世代ことによって，これまで病態の形態学的特徴を中心に型の CAD システムが開発できる可能性がある．個人

進められてきたさまざまな疾患の診断に対する理解をのゲノム情報と画像スクリーニング検査を組合せるこ

深めるとともに，個人に適した治療法の選択などが可とによって，現在よりも早期にアルツハイマー型認知能になると期待されている．

症と診断できる可能性があることが明らかになった．

Vol. 74 No. 2 Feb 2018

188

Fig. 9オミックス研究と Radiomics 研究の関係

3．脳腫瘍患者の予後予測

1)

た．この手法は，遺伝子のみを用いた場合の生存時間

これまでの CAD 技術は，病変の存在診断や鑑別診の推定や，画像のみを用いた場合の生存時間の推定，断の支援を目的に研究開発が進められてきた．しかおよびその評価に応用できる．手術によって，がん細し，CAD 技術を患者の予後予測に応用した例は少な

胞が常に取得できるとは限らないから，がん細胞のゲい．本研究の目的は，脳腫瘍患者の予後予測を行い，ノムに生じた遺伝子の変化が，radiomic features のみ

治療計画の支援システムを開発することである．神経を用いて推定できるようになれば，画像検査の持つ意

膠芽腫の患者から拡散強調画像，mRNA，生存期間の味合いは現在とは異なるものになるであろう．

データを収集し，拡散強調画像から見かけの拡散係数(apparent diffusion coefficient: ADC)画像を生成した

4．まとめ

のち，腫瘍領域の ADC の最小値を求めた．ADC のRadiogenomics による診断支援と予後予測に関する

値は腫瘍のグレード評価にしばしば用いられる．つぎ研究について述べた．画像と遺伝子データを統合解析に，12,042 個の mRNA 量から生存期間に関係する 20することによって，既存の分類を補う高精度な分類を個の遺伝子を選択し，それら 20 個の遺伝子の mRNA行う研究，疾患のサブタイプを推論する研究，治療法

量と ADC の最小値を入力したコックス回帰モデルをの効果を予測するシステムの開発など，多くの研究が用 い て 被 験 者 の 生 存 関 数 を 推 定 し た．時 間 依 存 性

展開できる．また，画像と遺伝子データの統合解析に

ROC 解析を用いて，推定した生存関数の精度を評価

は，新しい数理的・情報科学的手法の開発が必要でしたところ，400 日までの生存関数の推定精度は area

ある．

under the curve(AUC)の値が 0.8 以上となる結果を得

参考文献
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advanced feature analysis. Eur J Cancer 2012; 48(4): 441-446.

6．多元計算解剖学が開く新たな医用画像処理技術

森 健策

名古屋大学

本講演では多元計算解剖学に基づいた新しい医用画

ンタや virtual reality(VR)など新しい技術を活用した像処理手法の展開について述べるとともに，3D プリ

医用画像可視化手法について述べる．多元計算解剖学

日本放射線技術学会雑誌

189

Fig. 10

肺がんの臨床 CT 像，拡大 CT 像，肺標本写真，マイクロ CT 像
ならびにその三次元表示像

は，従来の医用画像処理に対する概念を「時間軸」「空識処理手法，臓器領域セグメンテーション結果を用い間軸」「病理軸」「機能軸」の四つの要素から拡張した

た 3D プリンタによって造形した臓器モデルについてものである．ここではマクロ構造からミクロ構造ま解説した．その後，空間軸におけるスケールシームレ

で，正常組織からがん組織までのシームレスな解剖構

スナビゲーション として，肺摘出標本のマイクロ造の認識理解とナビゲーションに関する研究開発が行

CT 画像，臨床 CT 画像，病理標本画像を対象とした

われている．そのため多様な解像度の画像をシームレ

画像処理手法について解説した．ここでは，肺標本のスに位置合わせするスケールシームレスレジストレー

マイクロ CT 画像とその三次元表示について提示するション技術が重要となる．本講演では，このような多とともに，これらの三つのモダリティによって撮影さ

元計算解剖学における研究成果を紹介するとともに，れた画像のレジストレーション手法とその結果につい3D プリンタや VR 技術を利用した新しい医用画像認て示した(Fig. 10)．また，肺がんの進展度を肺胞単位

識理解結果の利用例を示し，今後の医用画像処理の展で観察する手法，およびマイクロ解剖学の可能性につ開について考察した．

いても俯瞰した．更に，心臓標本のマイクロ CT 画像

講演中では，空間軸，時間軸，病理軸，機能軸から張られる空間で定義される多元計算解剖モデルについ1)も提示し，マイクロ CT 画像上において心臓筋繊維束も追跡できることを示した．

て述べるとともに，深層学習による医用画像の自動認

参考文献
1) Mori K. From macro-scale to micro-scale computational
anatomy: perspective of the next 20 years. Med Image Anal

座長集約

2016; 33: 159-164

藤田広志，原 武史
岐阜大学

本シンポジウムでは，イメージング技術からその応既に臨床現場で利用が始まっているものから，今後の用に関して，各分野からの新技術を取り上げた．もう展開が楽しみなテーマまで含んでいる．理事会で本シVol. 74 No. 2 Feb 2018

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ンポジウムテーマが決定され，コーディネータを依頼

感度な検出器を利用する予定であると回答があった．

されたのが，シンポジウム開催日の 1 年以上前に遡

有村氏の治療に関する内容では，臓器分割に関する質る．その後，約半年をかけて関係者に推薦していただ

問があり，リスク臓器と一般的な臓器はほぼ自動化がいたテーマ群・シンポジストで構成したという経緯が達成されているが，病変部位はまだ手動であると回答ある．なお，人工知能(AI)についてもイメージング技があった．内山氏の Radiogenomics に関しては，ゲノ術に関わりのある興味深いテーマが多くあるが，別のム情報と画像の融合の有効性に関する質問があった．

シンポジウム企画があるため，本件には組み入れてい森氏の計算解剖学に関する発表については，マイクロない．質問事項を以下に記載する．

CT のデータ量，表示技術，必要性に関する質問が戸田氏の散乱線イメージングについては，被ばく低あった．

減に関する質問があり，シミュレーションでは，骨はこれらの新技術が臨床現場で利用される日は，そん3％程度の線量で画像化可能であると回答があった．

なに遠くないと思われる．最後に，本シンポジウム開小林氏の微弱な MR 信号の計測に関しては，磁場と製催にあたり，ご助言・ご支援いただきました関係各位

品コストに関連する質問があった．山谷氏の頭部専用に感謝申し上げます．

PET に関しても，製品化に関する質問があり，更に高日本放射線技術学会雑誌