日本小児放射線学会雑誌20

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
4 . 小児 CT における被ばく線量低減への取り組み
平本卓也
GE ヘルスケア・ジャパン株式会社

CT セールスマーケティング部

Approach to reduce dose for pediatric CT examination
Takuya Hiramoto
CT Sales & Marketing, GE Healthcare Japan

Abstract
Radiation exposure has become an increasing problem in the pediatric CT examination. For
this reason, various dose reduction techniques are being applied to the latest CTs.
To name some hardware technologies for dose reduction, there are Organ dose modulation that protects a radiosensitive high organization and Dynamic Z-axis tracking that covers the
X-rays which are not caused by an image.
Today, the iteration reconfiguration method is often applied to improve image quality in low
dose CT.
With these techniques, the improvement of dose reduction techniques is advancing. On theother hand, when it comes to dose management and the diagnosis reference level of the patient,
they are not yet fully optimized.
Keywords：Pediatric CT, Dose reduction, Organ does modulation, DoseWatch

はじめに
近年 CT の性能は飛躍的な進歩を続けており，
これに伴い CT の検査件数の増加，適応範囲も拡大している．2007 年には New England Journal of
Medicine 誌にBrennerらによる“Computed Tomog-

管理について言及されている．そこで今回は，小児に対して効果的に被ばく低減を行うための最新技術や，管理手法を紹介していく．

放射線感受性の高い臓器・組織への被ばく低減

raphy－An Increasing Source of Radiation Expo-

CT 検査の場合，乳腺および水晶体などが X 線束sure”が掲載され，再び CT による被ばくが注目さ内に存在してしまうが，これらが CT 検査の関心れることとなった1）．その要旨は米国における CT臓器であることは少ない．よって関心臓器でないの使用頻度は 1980 年の約 300 万回から 2006 年に臓器が受ける不随意的な被ばく線量を考えることは約 6200 万回へと急増し，CT 検査による発がんも重要となる．特に小児の放射線感受性の高いのリスクから将来米国のがん患者の 1.5～2.0％に臓器に関して，性別を考慮して考える必要があ達するものと推定している．最近では放射線感受る．Lifetime Attributable Risk（LAR）of Cancer に性の高い小児への影響が懸念され，ICRP Pub.121

関 し て Miglioretti2）ら の 論 文 や 書 籍 Health Risks

や NEMA XR－29 等においても小児 CT の最適化とfrom Exposure to Low Levels of Ionizing Radiation:

20

Vol.30 No.1, 201421

Lifetime Attributable Risk (LAR) of site-specific solid cancer incidence.
Number of cases per 100,000 persons exposed to a single dose of 0.1 Gy.
Age at exposure（years）
Cancer Site

0

5

10

15

20

30

40

50

60

70

80

Male

Stomach
Colon
Liver
Lung
Prostate
Bladder
Other
Thyroid
All solid
Leukemia
All cancers

76
336
61
314
93
209
1123
115
2326
237
2563

65
285
50
261
80
177
672
76
1667
149
1816

55
241
43
216
67
150
503
50
1325
120
1445

46
204
36
180
57
127
394
33
1076
105
1182

40
173
30
149
48
108
312
21
881
96
977

28
125
22
105
35
79
198
9
602
84
686

27
122
21
104
35
79
172
3
564
84
648

25
113
19
101
33
76
140
1
507
84
591

20
94
14
89
26
66
98
0.3
407
82
489

14
65
8
65
14
47
57
0.1
270
73
343

7
30
3
34
5
23
23
0
126
48
174

FemaleStomach
Colon
Liver
Lung
BreastUterusOvary
Bladder
Other
Thyroid
All solid
Leukemia
All cancers

101
220
28
733
1171
50
104
212
1339
634
4592
185
4777

85
187
23
608
914
42
87
180
719
419
3265
112
3377

72
158
20
504
712
36
73
152
523
275
2525
86
2611

61
134
16
417
553
30
60
129
409
178
1988
76
2064

52
114
14
346
429
26
50
109
323
113
1575
71
1646

36
82
10
242
253
18
34
79
207
41
1002
63
1065

35
79
10
240
141
16
31
78
181
14
824
62
886

32
73
9
230
70
13
25
74
148
4
678
62
740

27
62
7
201
31
9
18
64
109
1
529
57
586

19
45
5
147
12
5
11
47
68
0.3
358
51
409

11
23
2
77
4
2
5
24
30
0
177
37
214

Fig.1 Health Risks from Exposure to Low Levels of Ionizing Radiation : BEIR VII Phase 2
BEIR VII Phase 2 3）にて，低年齢女児への影響に関

質へ悪影響をもたらしてしまう可能性がある．

して特にリスクが高いことを警告している．中でFig.3 のアーチファクトは実際に Bismuth シールド

も後者の書内では細かい年齢別かつ，組織別に記によって引き起こされているのがよくわかる4，5）．

してあるが 0 歳の女児が生涯で乳がんになるリス

これらを踏まえて ODM（Organ Dose Modula-

クが最も高いことがわかる（Fig.1）．そこで，放射線感受性の高い臓器をできる限り保護するために
Bismuthシールドが積極的に使用されるようになってきた．この手法の利点は，Bismuth シールドを放射線感受性の高い臓器の上に置くことにより，感受性の高い臓器への被ばくを簡便に低減できる点である．しかしながら，欠点もある．Fig.2 のように X 線が前方向から入射する場合は保護したい領域への軟線を体表面へ入射する前にカットし，部分的に保護することが可能だが，後方向からの X
線入射では，
体を通過した後のX線がBismuthシー
ルドを通過することとなり，無駄に透過データの信号値を低下させてしまう．このプロセスギャッ
プやビームハードニング効果，SN 低下により画

Fig.2 X 線入射方向と Bismuth シールドの関係
実線…入射 X 線
点線…Bismuth 通過後の X 線

21

22

日本小児放射線学会雑誌tion）は，画質への悪影響なしに，Bismuth シール

在する体の前面側の管電流をさらに減らしている

ドを使用したときと同じような被ばく低減の効果（Fig.4）．被ばく低減の観点からすると，管電流をが得られるよう，開発時の目標値が設定された．

低く抑えるほど，被ばく低減はより効果的である．

つまりアーチファクトを生じず，放射線感受性の

たとえばハーフスキャンは時間分解能を改善する

高い臓器に対しての被ばく低減を目的にして開発ために使用されるが，1 回転分 X 線を曝射しないされたスキャン方法である．この手法の特徴は，ため被ばくも抑えることができる．しかし，画像

水晶体など放射線感受性の大きい臓器に入る管電再構成する際の対向ビューがないために，データ流を低くなるように変調することで，部分的な被サンプリングの減少が原因で，画質が劣化してしばく低減をねらったものである．この技術は従来

まう（Fig.5）．サンプリング数は画質にとって非常の AEC を基礎に，放射線感受性の大きい臓器が存に重要な因子なので，ODM では画質の劣化を避

ab
Fig.3 Bismuth シールドからのアーチファクトa : Bismuth シールドなし
b : Bismuth シールドあり

mA value

Organ Dose Modulation

－120

－60

0
60
view angle

120

180

－120

－60

0
60
view angle

120

180

mA value

－180

－180

Fig.4 ODM の管電流制御

22Vol.30 No.1, 201423

けるためにこのサンプリング数を維持している．

計測することで最適化した．乳腺を含む胸部のODM には 2 つの重要なパラメータがあり，一線量低減に適した角度範囲は，154.2±19.8 度でつは“ODM の管電流を低減する角度範囲”もう一あった（Fig.6）．水晶体を含む頭部スキャンの場

つは“管電流の低減率”である．ODM の角度範合，この角度はもっと小さく，72.3±7.1 度であっ囲の最適値はスキャンする部位に依存するため，た（Fig.7）．管電流の調整は，画質を劣化させる

臨床データを用いて部位ごとに組織分布角度をほど極端に減少しないように，スキャン条件をNormalNormal

ODM

ODM

Half

Half

a
b
c

Fig.5 通常のスキャン，ODM，ハーフスキャンの比較
a：通常スキャン，b：ODM，c：ハーフスキャン

12
10
8
6
4
2
～

～

～

～

～

～

～

～

101 111 121 131 141 151 161 171 181～

0

110 120 130 140 150 160 170 180 190
degreeFig.6 乳腺組織分布角度解析結果

20
15
10
5
0

＜65

66～
70

71～
75

76～ 81～8085degree

86～
90

90＜

Fig.7 水晶体組織分布角度解析結果

23日本小児放射線学会雑誌24

考慮しながら，2 つのパラメータを最適化させた．

で，体内の被ばく低減分布と ODM の角度範囲の

ODM は多くの臨床データやファントムデータを影響を示す．これにより，最適な X 線管電流の低用いて最適化することで，表面組織の線量低減を減率と ODM 角度範囲に関する研究が行われ，レ成し遂げている．

ベルの高い調整が可能になった．ODMのパラメー

ODM の開発にあたっては，スキャンされる人

タは，放射線感受性が高い臓器以外の画質を維持

体組織の線量レベルと線量分布を理解することがするように画像ノイズ劣化を最小限になるように非常に重要であった．実際の人体組織でこの分布最適化されており，設定したノイズインデックスを直接測定することは困難であり，シミュレーを維持したまま，放射線感受性が高い臓器への線

ションを行う必要があった．高精度のシミュレー量を低減する．この際にほかの臓器への線量が上ション方法を模索した結果，モンテカルロ法に基がることはないようにコントロールされている．

づいたシミュレーションが開発された．これは，ODMを用いて，乳腺をターゲットとしたボディ

光電効果，コンプトン散乱，管電圧と X 線スペク

スキャンのテスト結果を下に示す．ODM の Body

トルの各要素が考慮されている．Fig.8 は，ファンにおける管電流変調角度範囲はおよそ 180 度で，トムで計測した実際の線量とこのシミュレーショ

体前面での管電流を 40％低減している．また，胸ンとを比較した結果を示す．32 ㎝ CTDI ファント

部ファントムを用いて，内部の吸収線量低減率がムを用いたこの実験で両者に生じた差は 3.4％で確認された（Fig.10）．ファントムの左から 4 番目

あった．この結果から，このシミュレーション法

ポイントにおける実際の線量測定値は，通常スが ODM 機能開発において信頼性があると判断さキャン（ODM なし）で 8.86 mGy，ODM を使用した

れた．Fig.9 は臨床例でのシミュレーション結果

スキャンで 5.41 mGy であった．さらに胸部ファン1.20

Measured

Simulated

1.00
0.80
0.60
0.40
0.20
0.00

CenterTop

Right

BottomLeft

Fig.8 32cm CTDI ファントムを実測とシミュレーションの値の比較

abFig.9 異なる管電流調整範囲と吸収線量シミュレーションa : 上方 120 度の範囲 mA 低減
b : 上方 150 度の範囲 mA 低減

24

Actual measurement［mGy］

Vol.30 No.1, 2014

8.40

12

25

8.86
Normal mode

10

ODM mode

8
6

3

5 6 7

8

9

2

4
2
0
1

4

5.21
2

3

4

Breast

5.41
5

6

7

8

9

10
1

10

11

11

Fig.10 胸部ファントムと実際の線量計測結果

ODM

Normal

1. CT# 39.3 SD 15.2
2. CT# －6.7 SD 13.4
3. CT# －7.3 SD 17.4

1. CT# 39.1 SD 14.6
2. CT# －5.6 SD 12.9
3. CT# －6.4 SD 17.0

Fig.11 通常スキャンと ODM スキャン時の CT 値と画像ノイズ
トムを用いた画質評価を，通常スキャンと ODM250を使用したスキャンとの比較を行った．画像と数200

ンでは，背面側からの管電流が増加することな

150

く，放射線感受性が高い臓器が存在する前面側においてのみ減少されるのがよくわかる（Fig.12）．
CTDIw を一定するのであれば，背面側からの管電流は自動的に増加させなければならないが，Fig.11 で示した通り，通常スキャンと ODM を使用したスキャン時の CT 値や画像ノイズの違いを調査した結果から，我々は背面側での管電流を増mA

値結果は Fig.11 に示す．ODM を使用したスキャ

ODM mode
Normal mode

100
50
0
－180 －120 －60

0
Angel

60

120

180

Fig.12 1 回転中の mA プロファイル（体幹部）加させないこととした．

25

日本小児放射線学会雑誌

26

広がりにより over－ranging が広くなり無駄被ばく

画像化に関与しない
無駄被ばくの最小化が増えた．これにより，IEC規格にて通常のスキャ
ン範囲に加えて，X 線曝射範囲をスキャン時に表医療被ばくには「放射線被ばくを伴う行為の正示させることが義務化された6）．

当化」という考えがベースとなっている．つまり，被ばくを気にし過ぎて線量を過剰に低下させ価値

今回はこの 2 つの無駄被ばくに対する削減機能のない画像にしてしまうことは，この正当化に反を紹介する．

してしまうことになる．そこで画像に起因しない・Active Focal Tracking

部分被ばくに注目する．

①で前記したような over－beaming を抑制する

CT 装置は歴史的に高速撮影化をベースとしたために開発された機能が Active Focal Tracking 機進化であったがゆえに，大きく分けると 2 つの領能である．本機能の制御は X 線ビームの幅と位置域で無駄被ばくが増えてしまった経緯がある．

をコリメータで自動的に連続調整する機能で，あらかじめ管球の位置角度と焦点温度データから得① over−beaming 領域

られた焦点移動予測データと，実際にスキャン中

X 線管の熱と力学的な影響により X 線ビームのに検知された移動距離から X 線ビームコリメータ

安定性と均一性を損ない，検出器に X 線が当たらを連続的に移動制御させる機構である．これによない部分が発生し画像アーチファクトとなる．アーり，X 線管焦点位置ずれ制御はマージン幅を最小

チファクトを抑えるためには，上記現象による焦限に制御することで不必要な X 線を減らすことが点が移動しても，過不足なく検出器に X 線ビーム可能になり，結果的に X 線利用効率を改善するこが当たるための安全マージンが必要となるため，とが可能である（Fig.13）．

ビーム幅を広げる必要性がある．この状態は over－beaming と呼ばれる．over－beaming 領域は検出器

・Dynamic Z−Axis Tracking

外側のため画像に起因しない無駄被ばくの原因な②で前記したようにヘリカル余剰領域の X 線はのだが，多列化に伴う X 線束の広がりにより，更らせん軌道を描くが故の無駄被ばくであり，約半に無駄被ばく領域が増えることとなった．

回転の領域が無駄被ばくとなる．この領域は，ヘリカルピッチやビーム幅が大きくなるほど無駄② over−ranging 領域

被ばく領域は拡大する（Fig.14）．逆に無駄被ばく

ヘリカル撮影による余剰照射領域（over－ranging）

領域を減らすために，すべての撮影でヘリカルが原因であるが，こちらも多列化に伴う X 線束のピッチを小さくしてビーム幅を狭い条件設定にX-ray Focal Spot
MovingX-ray Focal Spot
Moving

⇔ ⇔

⇔ ⇔

Over
Beaming

Active Focal Trackingの動き

通常

Fig.13 Active Focal Tracking

26

Active Focal Trackingあり

Vol.30 No.1, 2014

27

すると何のための多列化か意味がなくなる．それ

expectation maximization；OSEM）などを CT にそを解決するために開発したのが，Dynamic Z－Axisのまま使用してもうまくいかない．そのために，CT

Tracking である．これは，ヘリカル撮影時にコリ専用の画像再構成開発が必要となる．本稿で細かメータをリアルタイムに制御し，ヘリカルスキャ

い原理の説明は避けるが，VeoTM は FBP を一切使

ンのはじめと終わりで X 線束をだんだん細くして用せずに，CT 装置固有の X 線束状況と検出器状況

いく（Fig.14）．これにより，スキャン範囲にもよをモデル化したうえで逐次近似再構成のみで計算るが最大で 24％の被ばくが低減できる（自社製品する手法で，超低被ばくで撮影したデータでも低比）．しかも完全に余計な被ばく部分のため，そノイズ画像を再構成することが可能である7）．同の削減価値が高い．

一線量での再構成画像比較をしていただくと明確

逐次近似法の応用による線量あたりの画質向上に違いがわかるかと思われる（Fig.15）．ただし本
計算過程の複雑さが災いして，最近高速化が進む
Graphics Processing Unit（GPU）向きの計算式で従来では CT での画像再構成法と言えば，解析的はない．そのために，非常に複雑な演算を行うた再構成法としての代表格 Filtered Back Projection

めに開発された，新薬研究や 3D ネットワークゲー（FBP）法であった．その理由はこの手法が他の手ム用演算サーバークラスの Central Processing Unit

法と比較して画像再構成時間に圧倒的優位性を持（CPU）ベース大型計算システムが必要となるのつためであった．一方で逐次近似再構成法にはノで，どうしてもコストがかかってしまう．そこで，イズに強い，あるいは投影データの不完全性を補VeoTM のような逐次近似再構成に FBP の要素が盛える等の利点があるものの，再構成時間は不利とり込めれば，FBP 由来の blur や，ストリークななるため，ワークフローを重要視される CT では採どの特徴は引き継いでしまうが，代わりに CPU用されるためのハードルが高かった．近年，画像と GPU の組み合わせで簡素化された計算式を使再構成方法にこのような手法を取り組んでいく試用できるため，画像再構成高速化と再構成ユニッみが盛んになったのは，コンピューターの発達によトコスト削減が見込める．実際に ASiR（Advanced

る恩恵が大きい．そもそも逐次近似再構成なるもStatistical Iterative Reconstruction）は逐次近似再のは，古くからあり核医学の分野では普通に使用

構成法の統計的手法を応用したもので，ノイズをされている．しかし CT と核医学ではさまざまな条

減らすことに特化することで，高速な再構成速度件が異なり，特に CT においては処理に必要なデーを保つことができている．よって ASiR は臨床現場

タ量も膨大なため，核医学で使用されているサブにおいてルーチン検査としての使用に問題がない

セット化による期待値最大化法（ordered subset

速度で，多くの施設で使用されている実績がある．

Fig.14 Dynamic Z-Axis Tracking

27日本小児放射線学会雑誌

28

CTDIvol（mGy）
0.53

120 kV/10 mA/0.5sec
0.625mm slice thickness

FBP

DLP
（mGy-cm）
16.52

Phantomcm
Body 32

Veo

Images courtesyof Dr Renard, CHU Amiens Sud

Fig.15 FBP と Veo の同一撮影条件画像比較ことができる．そのほか患者別の X 線利用履歴と線量管理機能しても管理することが可能である．吸収線量ベー

検査時の線量を把握しその妥当性を正しく評価

スでレポートされる．そのほかにも外部解析ソし管理する機能も非常に重要である．診断参考

フトを利用できるように Excel ファイルとしてもレベル（Diagnostic Reference Level：DRL）等の線

アウトプットが可能であるため，自由な解析環

量指標に基づく撮影条件の管理機能として Dose

境を提供する．特に小児 CT 被ばくに関しては，

Check という機能がある．具体的には CT 装置本

CTDI の考え方が，16 ㎝ or 32 ㎝のファントムで体のプロトコルごとに DRL のアラート吸収線量

吸収された線量がベースとなっているため，体格を設定でき，アラート線量を超える場合に警告をの小さい小児では過小評価してしまう問題を含発するという機能である．施設ごとにアラート線

んでいた．そこで，Size-Specific Dose Estimation量レベルは変更でき，プロトコルも Excel などで（SSDE）という考え方が重要になってくる．SSDE

管理できるようにアウトプットする機能も備える．

は American Association of Physicists in Medicine

また線量情報のデータベース化の共通フォーマッ（AAPM）にて発案された計測法で，実際の体型をトとしては American College of Radiology（ACR）

画像データから加味して計算し，患者体型にあっの Dose Index Registr y（DIR）があり，対応したた吸収線量へと変換する方法である．詳しくはツールも開発されている．GE では DoseWatch（日AAPM Task Group Report #204 8）を参照にしてい本では未販売）という製品がこれに該当する．仕ただきたい．もちろん DoseWatch に SSDE の機能組みとしては，各モダリティ（マルチベンダーにが搭載されており，CT 画像データを装置に転送対応）のデータをもとに一元管理．データをもとすることで位置決め画像を基準に自動的に計算さにプロトコル別，装置別，時間帯別，手技者別なれる（Fig.16）．

どから線量のバラツキが無いか視覚的に判断する

28

Vol.30 No.1, 201429

Fig.16 DoseWatchSSDE 換算機能

おわりにCT 検査の被ばく線量の低減は画質あたりの被ばく線量比を改善することで可能となるが，その低減効果は個々の検査の撮影条件が最適化された上で評価されなければならないと考えられる．たとえ CT 装置の改良により画質あたりの線量比が大きく改善されたとしても，体格に応じた撮影条件が設定されていなければ個々の CT 検査の被ば
く線量が最適化されていることにはならない．特にこの点は小児 CT 検査においては重要な点であると考えられる．また，関連団体より発表されている診断参考レベルに基づいた被ばく線量の評
価・管理も今以上に進むと思われる．
●文献1） Brenner DJ, Hall EJ : Computed tomography-an
increasing source of radiation Exposure. N Engl J
Med 2007 ; 357 : 2277 - 2284.
2） Miglioretti DL, Johnson E, Williams A, et al : The
Use of Computed Tomography in Pediatrics andthe Associated Radiation Exposure and EstimatedCancer Risk. JAMA Pediatr 2013 ; 167 : 700 - 707.

3） Committee to Assess Health Risks from Exposure
to Low Levels of Ionizing Radiation, Board on Radiation Effects Research, Division on Earth and Life
Studies, et al : Health Risks from Exposure to Low
Levels of Ionizing Radiation : BEIR VII - Phase 2.
Washington, DC, National Academies Press, 2006.
4） Hopper KD, Neuman JD, King SH, et al : Radioprotection to the Eye During CT Scanning. AJNR Am
J Neuroradiol 2001 ; 22 : 1194 - 1198.
5） Leswick DA, Hunt MM, Webster ST, et al : Thyroid Shields versus z-Axis Automatic Tube Current Modulation for Dose Reduction at Neck CT.
Radiology 2008 ; 249 : 572 - 580.
6） IEC60601-1 ed. 3 and r elated standar d as
IEC600601-2-44.
7） 平本卓也：低被ばく Innovation『Veo（TM）』～新
概念の CT 再構成～．映像情報 medical 2011；43：
104 - 107.
8） AAPM Task Group 204 : Size-Specific Dose Estimates (SSDE) in Pediatric and Adult Body CT
Examinations. 2011, American Association of
Physicists in Medicine.
http://www.aapm.org/pubs/reports/rpt_204.pdf

29