2014 Vol. 47 No.５

リレー講座

核医学技術の基礎「心筋 SPECT における吸収補正・散乱補正の基礎」
森一晃

MORI Kazuaki《はじめに》

射能が減衰した場合には収集時間の延長が必要に心筋 SPECT の撮像では，ガンマ線と人体の相なることや，収集時間が不足した場合には不十分互作用によって起きる吸収と散乱によって正確なな収集画像による補正精度の低下が生じる。また，放射能分布の計測ができない。横隔膜によるガン線源管理の手間や 153 Gd では線源の更新コストのマ線の吸収は下後壁領域のカウント低下として，問題，133Ba では down-scatter が99mTc や201Tl の収乳房による吸収の影響は前壁のカウント低下とし集ウィンドウに混入するといった課題もあり，臨てあらわれ，散乱線の影響は血流低下部位のコン床の現場ではほとんど使われなくなった。

トラスト低下や心内腔のカウント上昇としてあら・X 線 CT を用いた方法

われる。このような吸収と散乱による画質劣化を

X 線 CT 画像から吸収係数マップを作成するこ補正するためには，正確な吸収係数マップを得るとで吸収補正を行う。X 線 CT を用いる場合，CTための transmission CT（TCT）と，散乱線を推定の HU 値をガンマ線の吸収係数に換算するテーブし除去する手法が必要である。

ルが必要となる。HU 値が <0の物質は水類似のエネルギー依存性を持つこととし，HU 値が >0の物

《吸収補正》

質は水と骨の混在するエネルギー依存性を持つこ

心筋 SPECT の撮像範囲である胸郭部には，骨，ととした HU 値 0で傾きが変わる換算テーブルを肺（空気），軟部組織といった吸収係数の異なる臓使用している（図１）。X 線 CT の実効エネルギー器が含まれており，均一な吸収体を仮定した方法が低いため，管電圧ごとにガンマ線の吸収係数へ（Chang 法，Sorenson 法）では正確な補正はできの換算テーブルが必要だが，X 線 CT の管電圧のない。不均一な吸収体の吸収係数分布を測定し，違いによる HU 値の変動や管電流の違いによるノ吸収係数マップを作成する必要がある。吸収係数イズの影響は補正後の SPECT 画像にはあまり影マップの作成法には TCT 法，セグメント法があ響しない。一方で，X 線 CT 撮像による被ばくのる。

増加，X 線 CT と SPECT の位置ずれによりアーチファクトが生じるなどの問題もある。日常検査

TCT 法
・外部線源を用いた TCT 法

0.200からの放射線が被検体を通過して検出器に入射するガンマ線により吸収係数分布画像が作成できる。
使用する外部線源としては 153 Gd（半減期：242日，ガンマ線：97keV，103keV），133Ba（半減期：10.5年，Attenuation

検出器に対向して外部線源を配置し，その線源

ガンマ線：356keV）などがある。外部線源を用いる吸収補正の場合，SPECT と TCT を同時収集す〒105-8470
内線38400.050

Water/air-5000

図１1000X 線 CT 画像による吸収係数換算テーブル

東京都港区虎ノ門2-2-2

FAX：03-3582-7068

500

CT number measured at 140kVp

プットの低下は生じない。しかし，外部線源の放TEL：03-3588-1111

Bone/Water

0.100

0.000
-1000

ることで検査時間の延長は避けられ，患者スルー

虎の門病院放射線部

0.150

E-mail：kazuak.mori@nifty.com

Dept. of Nuclear Medicine, Toranomon Hospital─ 69 ─

臨床核医学で は SPECT 装 置 と X 線 CT 装 置 を 一 体 化 し た

コンボリューション法

SPECT/CT が有用で，多列型の検出器を搭載し・Transmission dependent convolution

た診断用 X 線 CT と組み合わせたタイプと減弱補subtraction（TDCS）
法

正用小容量 X 線 CT を組み合わせたタイプの2種

ガンマ線の吸収が大きいところほど散乱線分画類がある。

も上昇するという関係から外部線源や X 線 CT による TCT から吸収係数分布を求め，散乱のビル

セグメント法

ドアップ係数を測定して，各画素の散乱線の割合・SSPAC（segmentation with scatter and photoを回転角度ごとに求めて散乱補正をおこなう。

peak window data for attenuation correction）
法

TCT の代わりに emission データの輪郭抽出を使

人体構造を大まかに軟部組織，肺，骨などのセ用することもできる。

グメントに分けて，それぞれに吸収係数を与え吸・Effective source scatter estimation（ESSE）
法

収係数マップを作成する。専用装置・器具は必要

吸収体中の散乱線の動向をモデル化して，投影なく，triple energy window（TEW）
法のサブウィ像の散乱成分を推定する。散乱線線源カーネルとンドウ画像から体輪郭を抽出し，メインウィンド相対的減弱係数カーネルをモンテカルロシミュ

ウ画像から心臓，肝臓を抽出する。モデル縦隔とレーションにて算出しておき，実際に得られた放胸骨を加えて吸収係数マップを作成する。この方射能分布をコンボリューションした像に対して係法は散乱線画像から体輪郭，肺野外縁を抽出して数をかけて総和したのち，電子密度分布を考慮しいるため，心筋カウントが高く散乱成分が少ないて実効散乱線線源画像を得る。

99m

Tc 製剤の負荷時 SPECT では，体輪郭抽出が最近は，画像再構成の計算式に種々の物理現象モデルを係数として組み込むことができるように適切にできないこともある。

なり，散乱補正も逐次近似再構成の中で行われる。
《散乱補正》

前述のコンボリューション法のほかには，メインシンチレーションカメラでは収集エネルギーウィンドウの中に散乱線が混入するため，散乱線と一次線を弁別して収集することはできない。そこで収集データ中に含まれる散乱線を推測して除去する方法がとられる。散乱線の推測は，マルチ吸収補正
（＋）
散乱補正
（＋）

吸収補正
（−）
散乱補正（−）

吸収補正
（＋）
散乱補正
（−）

吸収補正
（−）
散乱補正（＋）

ウィンドウ法とコンボリューション法に大別される。
マルチウィンドウ法
・Dual energy window subtraction（DEWS）
法
低エネルギー側に設定したサブウィンドウで得散乱補正られたカウントにスケールファクターを掛けるこ

吸収補正とで，光電ピーク内の散乱線を推定する。簡便な

図２

Main window 72keV,167keV sub window 56keVのDEWS法
X線CT法

吸収・散乱補正の効果

方法でほとんどの機種に応用可能だが，散乱線ウィンドウで計測されるデータが光電ピークウィンドウ内の散乱光子と対応していない。
・Triple energy window（TEW）法
光電ピークのメインウィンドウの両端に小さい散乱線補正
（−）
吸収補正
（−）

幅のサブウィンドウを設定し，2つのサブウィンドウのカウントからメインウィンドウ内の散乱線を台形近似して推定する。トータルカウントから，散乱線カウントを減算して一次光子のカウントを求める。この計算はピクセルごとに行われるため，低カウントピクセルでも一次光子成分が除去されることはない。

散乱線補正
（＋）
吸収補正
（＋）

散乱補正吸収補正

図３

─ 70 ─

ファントムと乳房代用品

Main window 72keV,167keV sub window 56keVのDEWS法
X線CT法

乳房代用物を乗せたファントムによる吸収・散乱補正の効果

2014 Vol. 47 No.５

吸収・散乱補正なし

図４

吸収・散乱補正あり

I-MIBG SPECT 画像

123

ウィンドウと散乱ウィンドウを設定して各投影

図５データを収集して TEW 法とほぼ同様の方法を逐SPECT 画像と CT 画像の位置ずれの影響次近似再構成に組み入れる補正法もある。
マップの肺野にはみ出し，肺の吸収係数で補正さ《心筋シンチにおける吸収・散乱補正》れるために吸収補正は不十分になり，前壁側でカ心筋 SPECT 画像では，散乱補正を行わず吸収ウント低下になってしまう（図５）。これを修正す補正のみを行った場合は下壁側が過補正となり，るために QC ソフトによる位置合わせ確認と手動吸収補正を行わず散乱補正のみ行った場合は下壁による再調整は欠かせないステップである。また，のカウント低下が増強されるなど正確に補正がでSPECT 画像の横隔膜 / 肝臓の位置に比べて，CTきないため，吸収・散乱の両補正を行う必要があ

画像の横隔膜 / 肝臓の位置が高いために下後壁がる（図２）。乳房代用物を乗せた心・肝ファントム過補正となることもある。しかし，心尖部から前を用いて，SPECT/CT による吸収・散乱補正の壁にかけては心筋が薄いことにより部分容積効果効果をみたところ，補正前の画像では下後壁及びによって相対的に前壁側でカウントが低下して見前壁側でのカウント低下がみられたが，吸収・散えることも考えられ，SPECT 画像と CT 画像の乱補正後はカウント低下が改善し，均一に心筋が間での位置ずれだけが原因ではない。診断におい描出された（図３）。実際の臨床では，肺野内に膿ては，減弱・散乱補正画像を用いることで冠動脈瘍などがあり血管支配領域に一致しないカウント

病変診断能は右冠動脈領域の特異度と左回旋枝の低下を生じている場合や腕を下げたままで感度が大きく改善するが，前壁から心尖部のカウSPECT を収集した場合などに，ガンマ線の吸収ント低下の影響によって，左前下行枝領域の特異による影響を改善することができる。とりわけ，度がやや低下する。

123

I-MIBG の検査においては，肺野の高集積によって補正なし画像では心筋と肺野の境界が判別しに《まとめ》

くく心筋集積が不明瞭になることが多々あるが，心筋 SPECT における吸収・散乱補正に関して，補正後の画像では心筋部が明確に描出される（図

吸収補正における TCT による吸収係数マップの４）。

作成と散乱補正における散乱線の推定方法につい

SPECT/CT を用いた吸収・散乱補正画像は，て解説した。SPECT/CT は X 線 CT を使うこと全てにおいて良好な画像が得られるわけではなく，によって分解能に優れた吸収係数マップが作成で前壁から心尖部にかけてカウントが低くなり，下き，画像再構成の中に散乱補正も組み込めること後壁側が過補正になる場合がある。この現象の原から，日常臨床で精度の高い吸収・散乱補正が可因としては，① SPECT 画像と CT 画像での臓器能 で あ る。補 正 画 像 の 作 成 で は SPECT 画 像 との位置ずれ，②心筋外集積による散乱線の影響，CT 画像の位置合わせ確認と手動再調整が重要であるいは散乱補正の不足，③心尖部の心筋厚が薄ある。心筋 SPECT の補正後の画像は，特に下後いことによる部分容積効果の影響，などが挙げら

壁領域でのカウント低下が改善し，虚血診断の特れる。吸収・散乱補正後の画像で前壁側に明らか異度が向上する。ただし，位置合わせ再調整をしなカウント低下がみられる場合は，SPECT 画像ても心尖部から前壁にかけてカウントが低下すると CT 画像の位置ずれが原因であることが多い。

傾向はみられるので，読影には補正前の画像と補SPECT の心筋部分が CT から作成した吸収係数正後の画像の両方を併用するのが望ましい。

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