特集論文／医用画像に取り組む診療放射線技師たち
ファントム試験および
NEC
density
による
PET
イメージングの最適化
Optimization for PET Imaging Based on Phantom Study and NEC
density大 﨑 洋 充
*1島 田 直 毅
*2篠 原 広 行
*3Hiromitsu DAISAKI Naoki SHIMADA Hiroyuki SHINOHARA
本稿では，世界的なPET イメージングの標準化やデータの品質管理への要求から，がん FDG-PET/CT 撮 像法ガイドラインのファントム試験に基づいた撮像条件の決定とNECdensityを応用した撮像時間の最適化法 の研究を概説する．ファントム試験では，10mm 径の SUV=4 のホット球を描出する撮像時間を，視覚的評 価，物理学的指標（N10mm，NECphantom，QH,10mm/N10mm）に基づき決定する．同時に，一定の定量性を担保 するためのRC の評価を行って画像再構成条件を決定する．ファントム試験に引き続き，NECdensityのレト ロスペクティブ（後ろ向き）な解析により，撮像時間を Body Mass Index（BMI）に応じて最適化した．最 適化により，視覚スコアとNECdensityのBMI との相関が低下した．ファントム試験と NECdensityによる最適 化は，施設間および被検者間の画質差を低減させ，高精度な検査や研究の推進に有用である．
キーワード：FDG-PET/CT，ガイドライン，撮像時間，最適化，雑音等価計数密度
In consideration of the requirement for global standardization and quality control of PET imaging, the present studies gave an outline of phantom study to decide both scan and reconstruction parameters based on FDG-PET/CT procedure guideline in Japan, and optimization of scan duration based on
NECdensity was performed continuously. In the phantom study, scan and reconstruction parameters were decided by visual assessment and physical indexes (N10mm, NECphantom, QH,10mm/N10mm ) to visualize hot spot of 10mm diameter with SUV=4 explicitly. Simultaneously, RC was evaluated to recognize that PET images had enough quantifiably. Scan durations were optimized by Body Mass Index (BMI) based on retrospective analysis of NECdensity. Correlation between visual score in clinical FDG-PET images and NECdensity fell after the optimization of scan duration. Both Inter-institution and inter-patient vari-ability were decreased by performing the phantom study based on the procedure guideline and the opti-mization of scan duration based on NECdensity which seem finally useful to practice highly precise
examination and promote high-quality controlled study.
Key words: FDG-PET/CT, Guideline, Scan duration, Optimization, NECdensity
Med Imag Tech 30(5): 250-255, 2012
1．はじめに わが国において1985 年より運営されてきた院 内サイクロトロンで製造されるPET 薬剤の製造 基準を専門委員会が「認定」するという仕組みが 2009 年をもって終了した．そして，「PET 薬剤の 有効性と安全性を国際的に標準とされる方法で 評価する基準と枠組みの作成を日本核医学会に 委ねること」が公表された［1］．日本核医学会で は，PET を中心とする分子イメージングに関す る中長期的な方向性を議論し，具体化していく ことを目的に「分子イメージング戦略会議」が 設置され，2011 年 8 月には第二次中間報告がな されている［2］．中間報告では，PET の臨床現 場で働く診療放射線技師にとって重要なイメー ジング品質管理・標準化を含めた制度枠組みが *1 日本メジフィジックス（株）〔〒103-0014 東京都中
央区日本橋蛎殻町1-9-1〕：Nihon Medi-Physics, Co., Ltd. e-mail: [email protected] *2国立がん研究センター *3首都大学東京 論文受付：2012 年 7 月 27 日 最終稿受付：2012 年 12 月 7 日 要 旨
提案され，今後の活動指針が示されている．今 後，わが国で蓄積されていくPET イメージング の質を担保するため，「PET イメージングの標準 化とデータの品質管理および撮像の施設認証」 の枠組みが策定され，第三者機関による装置の 品質管理および撮像法の精度管理がなされるこ とが予想される． そのような背景の下で我々は，がんFDG-PET/ CT の撮像法標準化ガイドライン［3］（以下，GL） の実践による撮像プロトコルの構築および被検 者雑音等価計数密度（NECdensity）による撮像法 の最適化に関する研究を行ってきたので，概要 を解説する． 2．研究方法 1）ファントム試験に基づく撮像条件の決定 PET 画像にて一定以上の画質，定量性を確保 するための技術的ガイダンスとして，GL が 2009 年に策定された［3］． PET 装置は機種により若干の設計コンセプト の相違があり，物理特性も異なる．物理特性は 国際基準であるInternational Electrotechnical Commission（IEC）規格や米国の National Electrical Manufacturers Association（NEMA）規格に基づい た性能評価法によって評価できるが，あくまで 装置の固有性能であり，臨床的な装置性能を示 さないことがある．そこで，人体に近い形状お よび放射能分布を持つファントムを使用し，各 施設の撮像法と画像再構成法を用いて臨床に近 い PET 画像を得て，描出能を評価することが， 標準化への第一歩である． GL の実践は二部構成となる．第一に， NEMA/ IEC 規格の胴体ファントムを用いた画質および 分解能評価であり，ファントム試験である．第 二に臨床FDG-PET 画像を用いて画質を物理的に 定量化し，さまざまな体格の被検者においても， 一定以上の画質が担保されるかを評価する臨床 画像評価試験である． ファントム試験では，10mm 球の Standardized Uptake Value（SUV）が 4 相当のホット球が視覚的 に描出される撮像条件を導出することを目的と しており，参考となる物理的指標として画像ノ イズを定量化したN10mm，画質向上に寄与する正 味のカウントである NECphantom，コントラスト と画像ノイズの比を表す QH,10mm/N10mm が規定 されている．これらの推奨値として，N10mm<6.2 %，NECphantom>10.4 Mcounts，QH,10mm/N10mm >1.9 % が示されている．
FDG-PET/CT 検査のがん検診における有効性 評価を課題とする国立がん研究センターにおい て，PET/CT 装置 Discovery 600 Motion（GE 製）で， GLで規定されたファントム試験を実践し撮像条 件を決定した． （1）ファントム試験 GL を参考に，ファントムのすべてのホット球 が，対バックグラウンド（BG）比 4 の放射能濃 度になるようにFDG 溶液を封入した胴体ファン トムを作成した．CT 撮影条件は，臨床と同条件 とした．PET のエミッション収集は，BG 領域の 放射能濃度が2.65 kBq/ml となる時刻からリスト モードで，30 分間の撮像を行った．スキャン範 囲は，ファントムを水平かつホット球の中心が 体軸方向のfield of view（FOV）中心になるよう に配置し1 bed のみ撮像した．リストモードデー タは1 ～ 10 分 /bed および 30 分 /bed のサイノグ ラムにヒストグラミングされ，撮像時間の異な るPET 画像を各 3 つと，定量性と密接に関係す るリカバリー係数（RC）を評価するため，十分 な計数統計量を有する30 分 /bed の PET 画像を 作成した．PET 画像は VUE-point HD 再構成アル ゴリズム［6］により画像再構成した．画像再構 成パラメータは繰り返し回数を2，サブセット数 を16，平滑化フィルタ（Gaussian）サイズ（FWHM） は4 mm，画像再構成 FOV は 50 cm，マトリック スサイズは256 × 256 とした．作成したすべて の画像データの即発および偶発同時計数のカウ ント数を記録した． （2）物理的指標の算出 画質向上に寄与する雑音等価計数 NECphantom （Mcounts/m）を以下の式により算出した． (1) (2) ここで，SF は散乱フラクション（ここでは，文 献値より0.366 とした）［4］，T+S は即発同時計 数から偶発同時計数を減算したカウント数，R は 偶発同時計数，k は偶発同時計数の補正方法によ る係数（ここでは，k=0），f はファントム断面積 ܰܧܥ௧ൌ ሺͳ െ ܵܨሻଶ ሺܶ ܵሻଶ ሺܶ ܵሻ ሺͳ ݇ሻ݂ܴ ݂ ൌ ܵ ߨݎଶ
が撮像視野断面積に占める割合，Sa はファント ム断面積，r は検出器間距離の半径である． PET画像のノイズ特性は，N10mmより算出した． (3) ここで，SD10mm は直径10mm の ROI を用いた BG の ROI 計数の標準偏差で，次式 (4) から算出 した． ここで，K=60（ホット球がもっとも描出された スライスを中心とし，±1 cm と ±2 cm のスライス 上に12 個ずつの ROI を取る）． 10mm ホット球の％コントラスト（QH,10mm） を以下の式(5) より算出し，N10mmとの比を取り， PET 画像のコントラストノイズ比（QH,10mm/ N10mm）を求めた． (5) CH,10mmは10mm ホット球に対する ROI の平均 値，CB,10mmは10mm ホット球と同じ大きさの直 径を有するROI（n=12）を用いて算出した BG の 平均値，aHはホット球内の放射能濃度，aBはBG 領域の放射能濃度である． 30 分 /bed の PET 画像を用いて，各ホット球の ROI 測定を行い，ROI の最大値を記録し，相対 RC を算出した．各ホット球（10，13，17，22， 28 mm）の RC は次式(6) により算出した． (6) （3）描出能評価 描出能評価では，各PET 画像について 10mm 径のホット球の視覚的スコアをGLに準じて評価 した．評価者はPET 認定医 1 名および PET 検査 従事歴5 年以上の診療放射線技師 3 名で行った． スコアの基準は，10mm 径のホット球が識別可能 な場合は2 点，識別可能だが 10mm 径のホット 球と同程度のノイズを認める場合には1 点，識 別不可能な場合は0 点とした． 2）NECdensityによる撮像プロトコルの最適化 体幹部領域のPET イメージングの画質は被検 者の体格に依存するため，体格の大きい被検者 で適切な画質を維持するためには，撮像条件を 体格に応じて最適化する必要がある．近年では， FDG の投与量増加による画質改善効果に比し て，撮像時間の加重による画質改善効果の有用 性が報告されており，適切な撮像時間の設定法 が重要となっている［5］． ファントム試験に引き続いて，被検者の体格 に応じた撮像プロトコルの最適化をMizuta らに よって提案された NECdensity［6］を応用して試 みた．NECdensityはGL の臨床画像評価試験にも 利用されている指標で，医師による画質の視覚 的スコアと良好に相関することが示されている こ と か ら，一 定 の エ ビ デ ン ス が あ る．ま ず， NECdensity のベースラインデータを取得するた め，がん検診目的でFDG-PET/CT 検査（絶食 5 時間以上，3.7MBq/kg，60 分 uptake，ファントム 試験（後述）により決定された3 分 /bed 一定で 撮像）を施行した102 人を対象として，BMI と
NECdensity の近似式を導出した．NECdensity
（kcounts/cm3）は以下の式(7) より算出した．本 研究は，国立がん研究センターの倫理審査員会 の承認とすべての被検者に対するインフォーム ドコンセントを行った． (7) ここで， (8) Vpatientは撮像範囲の身体体積（cm3），NECiは各 bed 位置 i における雑音等価計数（Mcounts），Ti ＋Siは各bed 位置 i における即発同時計数から 偶発同時計数を減算したカウント数（Mcounts）， Ri は 各 bed 位置 i における偶発同時計数 （Mcounts），n は脳と膀胱部を除いた評価対象範 囲のbed 数，k は偶発同時計数の補正方法による 係 数（ここでは，シング ル計数法に よるため k=0），SF はファントム試験と同様，0.366 である． NECdensityのBMI による近似式の導出後，式 (9)
に基づいてBMI に応じた撮像時間を求め，BMI を 5 群に分けて設定した（修正プロトコルとする）． ܰଵൌ ܵܦଵ ܥǡଵ ൈ ͳͲͲ ܵܦଵൌ ඩ൫ܥǡଵǡെ ܥǡଵ൯ ଶ ୩ୀଵ െ ͳ ൘ (4) ܳுǡଵൌ ܥுǡଵΤܥǡଵെ ͳ ܽுΤܽെ ͳ ൈ ͳͲͲ ܴܥ ൌܥଵǡଵଷǥǡଶ଼ ܥଷ ܰܧܥௗ௦௧௬ൌ σ୬୧ୀଵܰܧܥ ܸ௧௧ ൈ ͳͲͲͲ ܰܧܥൌ ሺͳ െ ܵܨሻଶ ሺܶ ܵሻଶ ൫ܶ㧗ܵ൯ ሺͳ ݇ሻܴ
(9) ここで，tacq は修正された撮像時間，trefはベー スラインデータの母集団の撮像時間（ここでは，
ファントム試験（後述）により決定された3 分 /
bed），NECi,BMI はベースラインデータで導出さ れたNECdensityのBMI による近似式から推定さ
れる各 BMI の NECdensity，NECref は標準 BMI
（BMI=22 とした）における NECdensityである．
修正プロトコルにて，同様にがん検診目的で FDG-PET/CT 検査を施行した 50 人を対象に有用 性を検討した．修正前と修正後で，それぞれPET 画像の画質を評価するため，PET 認定医 1 名・核 医学専門技師2 名の計 3 名で視覚的スコアリン グを5 段階評価で行った．評価基準は，“ 非常に 良好な画質” には 5 点，“十分に読影に耐える ” に は4 点，“なんとか読影可能 ” には 3 点，“責任もっ て読影できない” には 2 点，“読影できない ” には 1 点とし，評価点数の平均値を算出し，最適化前 後で比較した．また，GL で推奨される NECdensity >0.2 kcounts/cm3の推奨値とも比較した． 3．結果と考察 1）ファントム試験 BG領域の放射能濃度を2.65 kBq/mlとした1~10 分収集のファントム画像をFig. 1 に示す．撮像時 間と描出能スコアの関係をFig. 2 に，撮像時間と
NECphantomとの関係をFig. 3に，撮像時間とN10mm
の関係をFig. 4 に，撮像時間と QH,10mm/N10mmの 関係をFig. 5 に示す．ホット球のサイズと RC の 関係をFig. 6 に示す． 描出能スコアと撮像時間との関係においてGL において推奨されている描出能スコア>1.5 を満 たす撮像時間は，2 分 /bed となった．一方，各 物理学的指標と撮像時間との関係においてGLの 推奨値をすべて満たす撮像時間は3分/bedとなっ た．このように一定の描出能と物理的指標を有 する撮像時間をファントム試験に基づいて求め ることは，臨床において一定以上の病変の検出 能を担保するために重要と思われる．本検討で は，デフォルト条件において，10mm 径の RC は 推奨値である0.38 を上回った．RC は画像再構成 条件によって変化し，定量性を間接的に示す指 標である．したがって，GL の基準をクリアした 画像再構成条件を決定することは臨床において ݐൌ ݐൈ ܰܧܥ ܰܧܥǡெூ
Fig. 1 Phantom images in each scan duration (2.65 kBq/ml).
Fig. 2 Relationship between scan duration and detectability score in phantom study.
Fig. 3 Relationship between scan duration and NECphantom.
一定以上のSUV の精度を担保するために重要で ある．ただし，絶対値としてのSUV の精度（キャ リブレーションが適切に行われているかなど） については，RC のみでは評価できないので注意 が必要である． ファントム試験は，SUV = 4 の 10mm 径の病変 を臨床において描出することを目的としてお り，2 分 /bed でもこの目的を達成するが，物理 的指標をすべて満たす撮像時間（3 分 /bed）にお いて，NECdensityのベースラインデータを取得す ることとした． 2）NECdensityに基づく撮像プロトコルの最適 化と臨床画像評価試験 プロトコル修正前では，BMI と視覚的スコア との関係において，有意な負の相関（r = −0.405， p<0.001）を示し BMI が大きくなるにつれて視覚 的スコアが低下した（Fig. 7）．被検者の BMI と NECdensityとの関係でも，有意な負の相関（r = −0.849，p<0.001）を示し，BMI が大きくなるにつ れてNECdensityが低下した．ベースラインデータ から得られた BMI と NECdensity の近似式は，
y=208.2x-1.83（R2＝0.84）となった．GL の推奨 条件であるNECdensity>0.2 kcounts/cm3を下回る被
検者はいなかったが，BMI が大きくなるにつれ て視覚的スコアおよび NECdensity が低下してお り，kg 当たりの投与量および撮像時間が一定の 修正前プロトコルでは，一定の画質のPET 画像 が得られていないといえる．つまり，一定の画 質を得るためには，被検者の体格に応じて撮像 時間を調整する必要があることを示す．
BMI と NECdensityの近似式および式(9) から，
Table 1 のように，撮像時間を修正した．プロト
コル修正後のBMI と視覚的スコアとの関係（Fig.
8）において，有意な相関を認めず（r = −0.189，
p = 0.199），プロトコル修正後の BMI と NECdensity
Table 1 Revised protocol based on NECdensity. BMI
（kg/m2） BMI ≦ 18 18<BMI ≦ 21 22<BMI ≦ 26 26<BMI ≦ 28 28<BMI scan time
（s/bed） 130 150 200 250 270
Fig. 5 Relationship between scan duration and QH,10mm/N10mm.
Fig. 6 Relationship between sphere diameter and RC.
Fig. 7 Visual score and NECdensity in patient study before protocol revision.
Fig. 8 Visual score and NECdensity in patient study after protocol revision.
との関係において相関係数（r = −0.483，p<0.001） が，修正前の相関（r = −0.849）に比して減少し た．つまり，NECdensityに基づいて被検者のBMI
ごとに撮像時間を変えることで，体格による画 質の低下を改善できることが示唆された．また，
NECdensity>0.2 kcounts/cm3に対し，BMI が 40 を
超すような被検者においても，十分にクリアで きる撮像プロトコルであると思われた． 4．まとめ 本稿では，PET イメージングにおける標準化 とデータの品質管理の高まりを受け，GL に基づ くファントム試験を実践し，エビデンスに基づ いた FDG-PET の撮像条件の決定方法を解説し た．さらにNECdensityを応用して撮像プロトコル を最適化する手法についても解説した． PET イメージングの最適化は，PET 装置の進 歩やPET/MR 装置の普及によって，今後も我々 診療放射線技師にとって重要な研究テーマであ る．一方，PET イメージングの標準化と蓄積さ れるデータの品質管理は，今後の分子イメージ ングの推進やエビデンスの確立のための多施設 共同研究，治験の推進によって重要となる． 文 献 ［1］ 社団法人日本アイソトープ協会 医学・薬学部会 ポジ トロン核医学利用委員会：「ポジトロン核医学利用専 門委員会が成熟技術として認定した放射性薬剤の基 準」の今後のあり方について―「研究」と「診療」の 境界を結ぶ―．RADIOISOTOPES 59: 559-570, 2010 ［2］ 日本核医学会：分子イメージング戦略会議 第二次中 間報告．2011 年 8 月 ［3］ 日本核医学技術学会・日本核医学会 PET 核医学分科 会：がんFDG-PET/CT 撮像法ガイドライン．核医学技 術 29: 195-235, 2009
［4］ De Ponti E, Morzenti S, Guerra L et al: Performance mea-surements for the PET/CT Discovery-600 using NEMA NU 2-2007 standards. Med Phys 38: 968-974, 2011 ［5］ Masuda Y, Kondo C, Matsuo Y et al: Comparison of
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［6］ Mizuta T, Senda M, Okamura T et al: NEC density and liver ROI S/N ratio for image quality control of whole-body FDG-PET scans: comparison with visual assessment. Mol Imaging Biol 11: 480-486, 2009 大﨑洋充（だいさき ひろみつ） 日本メジフィジックス（株）画像情報セ ンター．2000年医療法人社団西台クリニッ ク画像診断センター入職．2003 年国立が ん研究センターがん予防・検診研究セン ター入省．2010年公立大学法人首都大学東 京大学院人間健康科学研究科博士後期課 程修了．2011 年公立大学法人首都大学東京 大学院人間健康科学研究科客員研究員． 2012年より現職．放射線学博士．所属学会： 日本放射線技術学会，日本核医学技術学 会，米国核医学会． 島田直毅（しまだ なおき） 独立行政法人国立がん研究センター検 診開発研究部．2002年駒沢短期大学専攻科 卒業．2002年国立がん研究センター東病院 入省（非常勤）．2003 年独立行政法人国立 病院機構入職，下志津病院．2005 年独立行 政法人国立国際医療研究センター入職． 2007 年より現職．所属学会：日本放射線技 術学会，日本核医学技術学会． 篠原広行（しのはら ひろゆき） 1973年東京都立大学理学部化学科卒業． 1978 年東京都立大学大学院理学研究科博 士課程修了．1978年昭和大学藤が丘病院放 射線科．1985 年同講師．1995 年同助教授． 2000年東京都立保健科学大学教授．2005年 首都大学東京教授．2007年昭和大学医学部 客員教授．2012 年首都大学東京名誉教授． 理学博士，医学博士．所属学会：日本核医 学会，日本医学物理学会，断層映像研究会． 研究領域：コンピュータトモグラフィを用 いた生体機能解析．
