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第 49回日本小児放射線学会シンポジウムより

特集 CT 被ばく：小児CT 被ばくの現状，各CT 機器メーカーの対応
6 . Philips CT における小児撮影への取り組み～被ばく低減と画質の両立～
小薗井剛

株式会社フィリップスエレクトロニクスジャパン ヘルスケア事業部
CT モダリティースペシャリスト

Approach to pediatric CT examination on Philips CT scanner- Balance dose reduction with image quality Tsuyoshi Osonoi
CT Modality Specialist, Healthcare Division, Philips Electronics Japan, Ltd.

Abstract
In this paper, the development of Philips CT equipment was introduced focusing on radiationdose reduction technology as a historical background as well as recent topics.
The principles and usefulness of such technology were described and the developmental
trend about the next generation of CT equipment was also introduced.
Keywords：Dose reduction, Iterative model reconstruction, Pediatric CT

緒

言社を吸収して今日に至る．そのため，フィリップスCT の半導体ディテクター，ソフトウェア系の開Computed Tomography（CT）の商用スキャナ登

発はイスラエルのハイファ，ガントリなどのハー場から 40 年弱が経過し，CT 装置はハードウェア，ドウェア系の開発・生産を米国のクリーブランド

ソフトウェアの進歩とともに加速度的に普及し，で行っている．またフィリップスは X 線管の開発・画像診断領域で確固たる地位を築き上げた．

販売を行ってきた歴史があり，CT 装置はもとよフィリップスは 2004 年に本邦で CT 装置の販売

り一般撮影装置や血管造影装置に搭載される X 線を開始してから 11 年目を迎え，累計販売台数も管は一貫してドイツのハンブルグを中心に開発・300 台を超えている．日本国内にて，心電図同期製造を行っている．一般的に CT 装置の根幹を担特許技術を実装し循環器 CT 検査の可能性を拡大う技術は大きく X 線管，検出器，画像再構成の 3させた IDT16 や当時 32 スライス CT が各社から発つに分類され，これらの技術革新そのものが CT表される中，40 スライス CT の Brilliance CT 40 を装置に求められる“高画質”と“低被ばく”に直結先駆けて発表し，今日では 64，128，256 スライする．

ス CT を開発し市場に投入している（Fig.1）．

フィリップス社 CT 装置に搭載されている各種フィリップス CT の歴史は，世界で初めて焦点技術に関しては当社の医療関係者向けポータル

電磁偏向の技術を開発したエルシント社や欧米のサイト NetForum Community【http://netforum.

放射線治療用 CT で高シェアを持っていたピッカー

healthcare.philips.com】を参照頂きたい．同ペー

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日本小児放射線学会雑誌

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ジには CT の歴史から技術解説だけでなく学術・フィルタの動きを Fig.2 に示す．Fig.2 の下段は撮出版情報，セミナー情報，臨床画像症例紹介，撮影 FOV すなわち被写体サイズに応じて線量が適影プロトコルなどのコンテンツも揃っており，読正化される様子が示されている．同一条件化で，者の興味や理解の一助となれば幸いである．

Large フィルタから Medium フィルタの差を比較

本稿では，当社 CT のフラグシップモデルであすると，約 15％の被ばく低減が可能である．

る「Brilliance iCT Elite」に搭載されている「被ばエクリプスコリメータく低減」「高画質」に焦点を当て技術紹介を行う．

Brilliance iCT Elite は，80 ㎜ボリュームの検出インテリビームフィルタ（軟線除去フィルタ）器を用いて秒速 185 ㎜の高速ヘリカル撮影が可能

Brilliance iCT Elite に搭載されている X 線管球る撮影における大きなアドバンテージである．

である．この撮影速度は鎮静が難しい小児に対すには，インテリビームフィルタと呼ばれる軟線

一般的にヘリカルスキャンでは再構成の原理上カットフィルタが装着されている．これにより軟スキャン範囲の外にオーバーレンジと呼ばれる照線による被ばくが大幅に抑制され本質的に低被ば射エリアが存在する．
エクリプスコリメータは，オーバーレンジの無く CT 装置となっている．
Brilliance iCT Elite では，小児などの被写体や駄被ばくを抑制する動的コリメータである．Fig.3

スキャン対象の部位などに応じてインテリビーム

はフィルムを用いた実験データである．エクリプ

フィルタを可変することで最適化を図っている．

スコリメータの有無で撮影範囲以外の被ばく領域スマートシェイプフィルタが大きく異なっているのがわかる．

iPatient（新ユーザーインターフェース）

スマートシェイプフィルタは，患者の体格に応じて被写体に均一な線量を与える補正フィルタである．フィルタは Small（新生児），Medium，Large

Philips の CT－Auto Exposure Control（自動露出の 3 種類があり，登録時の患者の年齢，撮影条件

機構：AEC）は，より精度の高い線量コントローと連動して自動で選択される．スマートシェイプ

ルを行うため，リファレンスとなる仮想の体型のフィルタは，体幹部には十分な線量を，中心から被写体の線量から実際の被写体の線量を計算して外れた体厚の薄い部位にはそれに応じた適正な線いる．

量フィルタリングを行うことにより，被写体全体

iPatient は，特に小児撮影において補正計算のの無駄な被ばくを制御する．スマートシェイプ

水ファントム径を 18 ㎝から 29 ㎝まで 7 種類を選

Brilliance CT（64 スライス）

Fig.1 フィリップス CT 装置の変遷

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Ingenuity Elite（128 スライス）

Brilliance iCT Elite（256 スライス）Vol.30 No.1, 2014

択することが可能である（Fig.4）．

39減と画質のバランスを取ることが可能である．

また，iPatient は画像ノイズ量と線量をリンクさせたインデックス値：DRI（Dose Right Index）
を採

逐次近似応用画像再構成技術：iDose4

用している．撮影前に決定するパラメータは DRI

2009 年に発表した逐次近似応用再構成法 iDose4と線量，管電圧，撮影時間のみである．従来 CT

は，発売から 4 年が経過し，全世界で 1000 台以上の課題であった寝台の高さによる CT－AEC の挙動が稼働している．iDose4 は，検出器で取得した投の変化に対しても自動で補正している．

影データ（生データ）に対し X 線固有のポアソン分

これらのパラメータと後述する二種類の逐次近布に基づく統計学的モデルを考慮し反復演算処理

似法再構成とあわせて小児撮影における被ばく低にてノイズ低減を行い，ノイズ低減された投影

Filter & Wedge Management

3 Different Wedges + Open Position

Fig.2 スマートシェイプフィルタ

Eclipse Collimator

Exposure Length Measurements for 256 Slices@80mm CoverageFig.3 エクリプスコリメータ実験結果
上段：エクリプスコリメータ ON

下段：エクリプスコリメータ OFF39日本小児放射線学会雑誌40

データを画像スペースに展開し，画像上で解剖学時の 11％から iDose レベル 7 使用時の最大で 55％的モデルを用い反復演算処理し設定したノイズレまで調整が行える．

ベルと質感になった時点で最終画像を出力する（Fig.5）．

iDose の設定レベルは線量低減時の増加ノイズ量を想定しており，例えば iDose レベル 4 を用いその際の最適なノイズレベルは iDose レベルとればノイズ低減割合は 29％（＝ 1/1.41）であり，発呼ばれる 7 段階でユーザ側が調整可能であり，そ生するノイズを打ち消すように作用する．同様にれぞれのノイズの低減割合は iDose レベル 1 使用

基準線量から 80％線量低減に対し iDose レベル 7の使用でノイズの増加割合は 1 となる．iDose レ
ベルは基準線量から 20～80％の線量低減を行った際に対応する iDose レベルを使用することでノイズの増加割合を打ち消すように設計してあるため，あらかじめ被ばく低減率と iDose レベルの組み合わせから撮影前にノイズレベルを予測可能とし，画質の担保と計画的な被ばく低減を行える．
iDose4 は，従来の Filtered Back Projection（FBP）
では画像ノイズの発生が原因で臨床応用が難しかった高周波強調関数による高分解能イメージン
グ，低造影剤・低管電圧イメージング 1，2）とも大変相性が良く（Fig.6），多くの施設で使用されている．

Fig.4 iPatient 小児患者径の選択

Fig.5 iDose4 概念図

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a41b
Fig.6 iDose4 臨床応用例
a : 従来再構成
b : 高周波強調関数と iDose4 の併用

Fig.7 IMR 概念図

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42数（Cost Function）を加味した逐次近似画像再構

モデルベース逐次近似画像再構成技術：IMR成法である．2012 年の北米放射線学会で体幹部対Iterative Model Reconstruction（IMR）は Fig.7 に同期撮影に対応した IMR Cardiovascular（Fig.8），示す最尤推定法（Maximum Likelihood）をベースに

そして 2013 年 4 月 9 日からは頭頸部領域に対応しノイズ統計学と最先端のシステムモデル，評価関た IMR Neuro（Fig.9）をラインナップに加え，全応の IMR Body，2013 年欧州放射線学会で心電図

abFig.8 IMR 臨床画像
（1）a : 従来再構成による心臓，冠動脈画像
b : IMR による心臓画像冠動脈abFig.9 IMR 臨床画像
（2）
7 か月小児の頭部画像
a : 従来再構成による頭部単純画像
b : IMR による頭部単純画像

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身対応の逐次近似画像再構成ユニットとして国内

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PCT はエネルギー帯域で CT 値が物質により変化することを利用し，物質毎に特異的に CT 値が販売を開始している．
IMR では画像ノイズを極限まで排除し（最大 90％増強されるエネルギー帯域（k 吸収端：k－edge）をノイズ低減），密度分解能は 2.0 ㎜/0.3％（CTDI：ピンポイントで画像化できる．この技術により分10.4 mGy）を達成し，従来に比べ 3.6 倍の低コント子イメージング（Molecular Imaging）に代表されるラスト描出能の改善に成功している．IMR は非線機能，代謝画像を CT 装置で取得できる可能性が形的にノイズ低減を行えることが大きな特長で，広がっており，将来これら次世代 CT 装置の製品結果として画像ノイズはスライス厚や X 線量に依化が未知の病態把握，メカニズムの解明をより一存せず常に一定のノイズレベルとなり Virtually層加速させるかも知れない．

Noise－Free Imaging を実現する．
加えて IMR では逐次近似演算の前段階で，最終画像に必要な分解能とノイズレベルを踏まえ画質の最適化を行えるよう Cost Function に画像のノイズレベル（3 段階）と分解能レベル（3 段階）の組み合わせを設定することができ，空間分解能のロスなく，画像ノイズを大幅に低減し計算コストの効率化と画質選択を可能としている3）．
また，これまで最重要課題とされてきた再構成時間4）も，Intel 社と演算処理の高速化を目的として CPU より並列処理に適したコア数の多い GPU（Graphic processing unit）を搭載したオリジナル再構成ユニット Hyper Sight で 1,500 枚の画像を 3分弱で演算可能とする．
IMR はこれまでノイズやアーチファクトで隠されてきた微小・微細構造を描出し，病変の早期発見から治療への橋渡しに大いに期待される．

結語

本稿では昨今のトピックスであり小児撮影において重要な被ばく低減に関する技術解説を行った．今後も被ばく低減と画質の担保を両立させるべく技術開発を行っていく．
また，新たな画像コントラストを CT 装置で得5，6）るため，現在 Photon Counting CT（PCT）の開発も進行している．

●文献
1） Funama Y, Oda S, Utsunomiya D, et al : Coronary
Arter y Stent Evaluation by Combining Iterative
Reconstruction and High-resolution Kernel atCoronary CT Angiography. Acad Radiol 2012 ; 19 :1324 - 1331.
2） Nakaura T, Nakamura S, Maruyama N, et al : Low
contrast agent and radiation dose protocol forhepatic dynamic CT of thin adults at 256-detector
row CT : ef fect of low tube voltage and hybrid
iterative reconstr uction algorithm on image
quality. Radiology 2012 ; 264 : 445 - 454.
3） Mehta D, Thompson R, Morton A, et al : Iterativemodel reconstruction : Simultaneously lowered
computed tomography radiation dose and improved image quality. Med phys Int J 2013 ; 1 : 147155.
4） Sotthivirat S, Fessler JA : Image recover y using
partitioned-separable paraboloidal surrogate coordinate ascent algorithms. IEEE Trans Image
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5） Cormode DP, Roessl E, Thran A, et al : Atherosclerotic plaque composition: analysis with multicolor
CT and targeted gold nanopar ticles. Radiology
2010 : 256 : 774 - 782.
6） Pan D, Schirra CO, Senpan A, et al : An early investigation of ytterbium nanocolloids for selective
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ACS Nano 2012 ; 6 : 3364 - 3370.

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