臨床核医学リレー講座

ドパミントランスポータシンチグラフィーの基礎技術― 撮像条件，画像処理法の違いが半定量的指標へ与える影響について ―関本道治１，２） SEKIMOTO Michiharu

加藤誠二３） KATO Seiji

高橋美和子

百瀬敏光２）

TAKAHASHI Miwako

２）

古山桂太郎２） KOYAMA Keitaro

MOMOSE Toshimitsu

における線条体のイメージングは，放射線の減弱・《はじめに》核医学は，生理学的・生化学的機能を画像化す吸収の影響を受けやすい脳の深部に位置すること，ることで病態評価が行われる。
脳血流SPECTでは，線条体自体が複雑な小構造であるため，部分容積脳内に取り込まれた放射性医薬品より放出される効果を受けやすいこと，さらに DAT の密度が低γ線を体外より検出して SPECT 画像を得ているい部位への非特異的な集積により脳の輪郭抽出のが，収集条件，画像処理，画像表示に関して多く精度が低下することなど，DAT スキャン特有のの設定が可能であり，施設ごとに違いがある。近問題が存在するため，データ収集から画像解析に年は，核医学画像の標準化に向けた研究も進めら至るまで様々な点について十分に検討する必要がれており，脳血流 SPECT においても施設間によある。

る差異を少なくする取り組みが行われている。１）

臨床における線条体の評価は，核医学専門医にパーキンソニズム（振戦，筋固縮，動作緩慢，よる視覚的判定にて行われているが，定量的指標姿勢反射障害等）を呈する疾患は，数多くある。

を利用することで補助的な評価が可能となり，黒この原因として中脳黒質線条体ドパミン神経の変質線条体ドパミン神経機能の長期的な経過観察だ

性脱落の関与を知ることは，疾患の診断のみならけでなく，将来的には薬効評価への利用などが期ず予備能の評価や治療薬の選択に大きく影響する。

待される。そこで本稿では，ガンマカメラやコリ

これまでドパミン神経節前機能を評価するには，メータの種類，撮像時間，画像再構成法，減弱補18F-fluorodopa や 11 C- β CFT といった短寿命ポジ

正・散乱線補正に着目し，定量的指標への影響にトロン放出核種を用いた PET imaging におけるついて線条体ファントムにおける評価結果を踏ま研究が主流であった。しかし，昨年

123

I-ioflupane

え概説する。

（ダットスキャン ® 静注）を用いた SPECT 製剤が保険診療に収載され，ドパミントランスポータ《画像再構成法》（DAT）
シンチグラフィ（以下，DAT シンチグラ

投影データから SPECT 画像を作成する画像再フィ）による中脳黒質線条体ドパミン神経機能の構 成 は，フ ィ ル タ 補 正 逆 投 影 法（ Filtered Back

評価が可能となり ２），SPECT imaging を用いた

Projection : FBP 法）と逐次近似法のうち最尤推検査が広く臨床現場で役立つことが期待されてい定 − 期 待 値 最 大 化 法（ Maximum Likelihoodる。

Expectation Maximization : ML-EM 法）や，その123I-ioflupane はフェニルトロパン系のコカイン

方 法 を 高 速 化 し た OS-EM（ Ordered Subsets

類似物質で，黒質線条体ドパミン神経終末部に多Expectation Maximization）法が主に行われていく存在しているDATに高い親和性を持つ。
投与後，る。

３～６時間後に SPECT 装置により，画像化する

FBP 法は，投影データに再構成フィルタ処理ことで黒質線条体ドパミン神経の変性・脱落によを行った後，周波数空間にて逆投影を行い，逆フーる節前機評価することができる。しかし SPECT

リエ変換により再構成画像を得る方法である。再１）筑波大学 医学群 医療科学類
TEL・FAX：029-853-5604〒305-8575

茨城県つくば市天王台１-１-１

E-mail：sekimoto.m.ff@u.tsukuba.ac.jp

Medicine and medical sciences, University of Tsukuba.
２）東京大学医学部附属病院 放射線科

Department of Radiology, The University of Tokyo Hospital.

３）東京大学医学部附属病院 放射線部

Department of Radiological Technology, The University of Tokyo Hospital.
─ 38 ─2015 Vol. 48 No.３
構成フィルタは，主に ramachandran filter（Ramp

向上には減弱補正と同時に散乱線補正も重要とさfilter）が用いられているが，前処理フィルタで十れ て い る。今 回 は 散 乱 線 補 正 と し て，Triple

分に統計ノイズが除去できなかった場合には，高３）
Energy Window 法（TEW 法）を用いた。

周波数領域を抑えた Shepp & Logan filter など《定量的指標》が用いられる。
ML-EM法は，投影データがポアソン分布に従っDAT シンチグラフィの定量的指標として，線ているということより，線源分布を投影データか条体の特異的結合による放射能と非特異的結合にら統計的に最も確からしいように推定する方法でよる放射能との比が用いられる。この値は，一般ある。ML-EM 法は，繰り返し演算を行うため，的に式（１）より算出される。

処理時間が長くなる欠点をもっていた。そこで，高速版である OS-EM 法の開発により計算時間が短くなったことで，臨床検査においても逐次近似

線条体内の各 ROI の平均カウント− BG の平均カウント
各領域の=半定量的指標
BG の平均カウント（１）法が利用可能となった。OS-EM 法の利点としては，低カウント領域での信号雑音比（S/N 比）が高いこ

もっとも一般的な手法は，FDOPA などの PETと，高カウント領域で線状アーチファクトが軽減画像で実施されてきた部位ごとの評価法である。

されること，再構成画像の画素値が負にならない特異的領域として，尾状核頭，被殻前部，被殻後こと，測定系で起こりうる物理的要因によるボケ部に対応する部位に小さな関心領域（ROI）を置き，の補正が可能であること等が挙げられる。しかし，非特異的領域として後頭葉領域（（１）
式の BG に雑音に対する拘束がないため，逐次近似の回数と相当）に大きな ROI を置いて，得られたカウントともに雑音が増加するため，逐次近似の回数を評比から各領域の定量的指標が算出される。また，価する必要がある。また，逐次近似の回数は，各半自動解析法としては，Bolt らによって Specific

施設により異なる。

biding ratio（ SBR ）４ ）が 提 唱 さ れ，現 在，DaTView（日本メジフィジックス社製，AZE 社《散乱線補正・減弱補正》製）を利用して算出可能である。これは，線条体

SPECT 撮像は，γ線の体内構成成分による減の体積を11.２ml とした前提条件のもと，線条体

弱や散乱線の発生による画像の劣化，およびコリを十分含む VOI（Volume of Interest）を設定し，メータ装着による深さ方向の空間分解能の劣化に得られるカウントから非特異的結合に相当するカより，PET 撮像に比して感度や空間分解能が劣る。

ウントを引き算し，線条体のカウントを得て，算そのため，減弱補正や散乱線補正が重要となる。

出する方法である。Bolt 法は，線条体全体を三次ここでは，減弱補正と散乱線補正について簡潔に

元 ROI（VOI）で囲む方法である。しかし，線条体述べる。

におけるイオフルパンの取り込みは，臨床症状に減 弱 補 正（ Attenuation correction; Ac ）は，主より低下部位が部分的に表れてくることがあるたに Chang 法や Sorenson 法が用いられている。こめ，線条体の部分的な評価も必要と考えられる。

れらは，人体を均一な吸収体として考え，ある一そこで，DaTView による解析法とは別に，線条定の減弱計数を適応し，深部の低下するカウント

体内を尾状核，被殻前部，被殻後部に分けて ROIを表面と同程度に引き上げて均一性を向上させる。

を取り，（１）式を用いて半定量的指標を算出して汎用性は高いものの，頭部においては，脳実質よ定量的評価を行っている。当施設では，線条体内

りγ線の吸収が大きく，部位により厚さが異なるの 各 ROI は，ソ フ ト ウ ェ ア「 Pmod 」（ PMOD

不均一吸収体である頭蓋骨が存在するため，正確Technologies Ltd.）を用いている。Pmod によるな補正が困難となる問題がある。
散乱線補正（Scatter correction; Sc）
は，収集時に複数のエネルギーウインドウを設定し，それぞれのウインドウのカウント値を利用するマルチウ
インドウ法と，減弱係数分布から散乱線成分を推定するコンボリューション法がある。核医学で使用されるγ線のエネルギー領域において体内で発生した散乱線は，コンプトン効果が中心であり，光電ピークのエネルギーウインドウ内にも混入する。散乱線はコントラストを低下させ，SPECTの定量性も損なわれるため，画質の向上，定量性─ 39 ─

図１

Pmod における ROI の配置

臨床核医学ROI の設定は，図１に示した方法５）で行い，ROI表３の大きさは，４mm Φとした。Pmod による各領域の半定量的指標は，Pmod_ 尾状核，Pmod_ 被GCA-9300A/PI の画像再構成条件
Pre filter
Scatter Attenuation（Butterworth） Correction Correction

FBP(Sc(+)Ac(+))

殻前部，Pmod_ 被殻後部，また尾状核，被殻前部，FBP(Sc(−)Ac(+))

被殻後部の平均値を算出したものとして Pmod_
線条体と表記した。

0.70
cycles/cm

FBP(Sc(−)Ac(−))

《線条体ファントムを用いた評価》

表４①２検出器と３検出器ガンマカメラによる評価

TEW

μ = 0.146—

μ = 0.07——

E.CAM の画像再構成条件

Pre filter
Scatter Attenuation（Butterworth） Correction Correction

DAT シンチグラフィは，臨床症例の撮像開始

FBP(Sc(+)Ac(+))
FBP(Sc(−)Ac(+))
FBP(Sc(−)Ac(−))

前に線条体ファントムを用いたファントム試験を行い，描出能を確認する必要がある。当施設でも臨床症例の開始前に線条体ファントムによる評価を行っている。当施設において，頭部 SPECT 撮

0.65
cycles/cm

TEW

μ = 0.146—

μ = 0.07——

像 は，３ 検 出 器 ガ ン マ カ メ ラ GCA- 9 3 0 0 A/PI
（TOSHIBA 社製）で行っており，DAT シンチグ
ラフィも該当する。しかし，一般的な臨床施設では，汎用性の高い２検出器ガンマカメラが普及しているため，ダットスキャン注のカメラ間の差異を把握しておくことが重要と考え，当施設で保有する２検出器ガンマカメラ E.CAM（TOSHIBA 社製）でも撮像を実施し，２検出器と３検出器ガンマカメラの双方による線条体ファントムの評価を行った。
線条体ファントム（NBS 社製，日本メジフィ
ジックス社から提供）
は，特異的結合を示す左右線条体（１つ12 mL）部分と，線条体以外の非特異

図２的結合を示す均一なバックグラウンド領域（約１,184 mL）から構成される。右線条体と左線条体とBGの放射能濃度比は，①８：８：１，②４：８：

GCA-9300A/PI（Fanbeam）と E.CAM（LMEGE,LEHR ）で 撮 像 し た 線 条 体 フ ァ ン ト ム（ RI 濃 度 比4:8:1）。 左側が撮像時間15min, 右側が撮像時間
3 0 min. 上 か ら Sc(+)Ac(+), Sc(-)Ac(+), Sc(-)
Ac(-)。

１，③２：８：１と設定した。
GCA-9300A/PI と E.CAM の DAT シンチグラては，LMEGP と LEHR のコリメータを有していフィ撮像条件を表１, ２に示した。E.CAM においるため共に比較を行った。処理条件として，散乱線補正および減弱補正を行ったもの（Sc（ +）Ac

表１

GCA-9300A/PI の撮像条件

Collimator
Radius [mm]Matrix size
Zoom
Pixel size [mm]Acq. Mode
Acq. Angle
Acq. Time
表２LESHR - fanbeam N1132
128 × 128
1.01.72
Dynamic SPECT
4 degree
3.5 min × 8 rotation（+）），減弱補正のみ（Sc（−）
Ac（+）
）
，補正なし
（Sc（−）
Ac（−））の３種類に対して半定量的指標を評価した。詳細は，表３, ４に示す。
図 ２ に GCA- 9 3 0 0 A/PI（ Fanbeam ）と E.CAM（LMEGP，LEHR）
にて撮像した線条体ファントムの画像を示す。GCA-9300A/PI の画像は，E.
CAM の画像に比べて少ない RI 濃度まで視覚的に線条体が確認できた。また，撮像時間を短くした場合においても GCA-9300A/PI の画像では，RI 濃

E.CAM の撮像条件

Collimator
Radius [mm]Matrix size
Zoom
Pixel size [mm]Acq. Mode
Acq. Angle
Acq. Time

度の少ない線条体まで確認できた。しかし，E.

LMEGP, LEHR
140128 × 128
1.45
3.3
Dynamic SPECT
4 degree
3.5 min × 2 repeat × 4 cycle

CAM による画像の場合，撮像時間を短くすることで RI 濃度の少ない右線条体では形状が担保出来なくなり，BG との識別が不明瞭となった。また，濃度の高い左線条体においても腹側から背側向かい分布が不均一になることが確認された。GCA9300A/PI における３検出器および Fanbeam の有─ 40 ─2015 Vol. 48 No.３
表５FBP 法，OS-EM 法の処理条件

Scatter
Reconstruction Pre filter（Butterworth） Correction

FBP(Sc(+)Ac(+))
FBP
0.70
FBP
(Sc(−)Ac(+))
cycles/cm
FBP(Sc(−)Ac(−))
OSEM(Sc(+)Ac(+))
OSEM                                  
OSEM
0.76
( Ite.4,(Sc(−)Ac(+))
cycles/cm
Subset 15)OSEM(Sc(−)Ac(−))
図３

Attenuation
CorrectionTEW

μ = 0.146—

μ = 0.07——

TEW

μ = 0.146—

μ = 0.07——

GCA-9300A/PI（Fanbeam）の半定量値．撮像時間は30min で，縦軸は半定量値，横軸は各濃度比に対する Sc 補正，Ac 補正の有無を示す。

②画像再構成による評価
線条体ファントムを GCA-9300A/PI にて30分のダイナミック収集を行い，散乱線補正および減弱補正を行ったもの（Sc（+）
Ac（+）），減弱補正のみ（Sc（−）
Ac（+）
）
，補正なし
（Sc（−）
Ac（−））の３種類に対して，FBP 法，OS-EM 法のそれぞれの画像再構成を行った。FBP 法，OS-EM 法の条件を表５に示す。得られた画像から，①と同様にROI を取り , 半定量的指標の評価を行った。
FBP 法，OS-EM 法における線条体ファントムの画像を図６に，OS-EM 法の半定量的指標の結図４

果を図７に示す。Bolt 法を用いて散乱線補正と減E.CAM（LMEGP）の半定量値。撮像時間は30min で，縦軸は半定量値，横軸は各濃度比に対する Sc 補正，Ac 補正の有無を示す。

弱補正を行うことで線条体ファントム内の RI 濃度比に最も近い結果を示した。散乱線補正と減弱補正を行うことで線条体と後頭葉領域とのコントラスト比が高くなり，半定量的指標においても高値を示したものと考えられる。しかし，Bolt 法は，線条体全体を ROI で囲むため，特定部位の RI の取り込みが少ない症例においても全体として平均化されてしまい，正常例の定量的指標と同等になることが考えられる。そのため，臨床においては尾状核，被殻前部および被殻後部などと領域ごとに ROI を設定することが有用と考えられるが，定量的指標のばらつきが予想されるため今後更なる検討が必要になるものと考えられる。

図５

E.CAM（LEHR）の半定量値。撮像時間は30min で，縦軸は半定量値，横軸は各濃度比に対する Sc 補正，Ac 補正の有無を示す。

《まとめ》

画像再構成法，散乱線補正，減弱補正の違いにおける DAT シンチグラフィの半定量的指標の変用性が示されたものと考えられる。

化，そして，解析法の違いによる半定量的指標の半定量値は，散乱線補正と減弱補正を行うこと変化について評価を行った。半定量的指標は，散で RI 濃 度 比 に 近 い 結 果 を 示 し た。ま た，乱線補正による影響が大きく，画像再構成や減弱Fanbeam を用いることでバラツキが少ない傾向補正による影響は比較的小さい。解析法の違いとを示した。しかし半定量値は，ROI の取り方に影して，部分的な線条体の半定量的指標に比して響を受けるため，ファントム試験による傾向を考DaTView における半定量的指標が高い傾向を示

慮しながら，臨床における半定量値を検討する必す。また，DaTView の臨床上の問題点の指摘お要があるものと考えられる。

よびその追加改善策として線条体の部位ごとの評─ 41 ─

臨床核医学図７
図６

画像再構成および処理条件の違いによる線条体ファントム画像。
（GCA-9300A/PI fanbeam 30分収集）

価法の方向性を併せて説明した。

OS-EM 法を用いた画像再構成および処理条件の違いにおける半定量値の変化。
（GCA-9300A/PIfanbeam 30分収集）

２）Neumeyer JL, Wang S, Gao y, al. N-omega-DAT シンチグラフィは，黒質線条体ドパミン

fluoroalkyl analogs of (1R)-2 beta-carbomethoxy-

神経の脱落の有無を画像化する検査であり，視覚

3 beta-(4-iodophenyl)-tropane (beta-CIT):

的評価だけでなく，定量的指標も重要な評価項目

radiotracers for positron emissionとなる。しかし，定量的評価は，撮像・画像処理・

tomography and single photon emission

解析による影響はもとより，解析者間の技術的なcomputed tomography imaging of dopamine

ばらつきや機種間差など様々な要因が影響するたtransporters. J Med Chem 1994；37 (11) :め，施設ごとによく検証をした上で評価基準を定める必要がある。また，評価基準を定めることで1558-1561,
３）Ogawa K, Harada Y, Ichihara T, et al. : A practical

再現性が高まるものと考える。

method for position dependent Compton-

今後は，施設を超えた比較をするためにも DAT

scatter correction in single photon emission

シンチグラフィにおける定量的評価の標準化が重CT. IEEE Trans Med Imag 10 : 408-412 ,

要である。年齢や性別を考慮したデータベースの1991

構築とそれを用いた解析，さらなる解析の自動化

４）Tossici-Bolt L, Hoffmann SM, Kemp PM,が望まれるところであり，DAT シンチグラフィ

et al. Quantification of [123I]FP-CIT SPECTの検査の質を向上させるためにも取り組むべき課

brain images: an accurate technique for

題であると考える。

measurement of the specific binding ratio.
Eur J Nucl Med Mol Imaging 2006 ; 33(12) :《参考文献》

1491-1499.

１）増田安彦，長木昭男，川渕安寿他．臨床に役

５）医薬品医療機器総合機構．ダットスキャン ®

立つ基準画像の収集・処理・表示・出力のポ

静注 CTD 第二部（モジュール2）
2.7.1生物薬剤

イント．核医学技術．2008:28(1); 13-74.

試験及び関連する分析法─ 42 ─