201

アンダーシュートアーチファクト除去のための 簡便な処理手法の開発 ―シミュレーションデータによる評価―

ノート

1, 2

北 章延 1 戸井章子

2

1, 2

3

小野口昌久 杉本勝也 土田龍郎 1 1 1 岸本貴宏 嶋田真人 安達登志樹

論文受付 2014 年 6 月 2 日 論文受理 2015 年 1 月 30 日 Code No. 332

緒

1

福井大学医学部附属病院放射線部

2

金沢大学大学院医薬保健学総合研究科量子診療技術学分野

3

福井大学医学部附属病院放射線科

定 − 期 待 値 最 大 化 (maximum likelihood-expectation

言

2)

核医学検査における single photon emission com-

maximization: ML-EM)法 や ML-EM 法を高速化し

puted tomography(SPECT)の画像再構成の手法は大

た ordered subsets-expectation maximization (OS-

きく二種類に分類される．一つは，フィルタ補正逆投

EM)法 である．両者の画像再構成法にはそれぞれ特

1)

3)

4)

影法(filtered back projection: FBP) に代表される解

徴があり，検査の種類によって使い分けられている ．

析的手法であり，もう一つは逐次近似法である最尤推

FBP 法の最大の欠点としては再構成画像に負の値

Development of Simple Processing for Deleting Undershooting Artifact Using the FBP Method ―Evaluation of Simulation Data― 1, 2＊

2

1, 2

3

1

Akinobu Kita, Masahisa Onoguchi, Katsuya Sugimoto, Tatsurou Tsuchida, Akiko Toi, 1 1 1 Takahiro Kishimoto, Masato Shimada, and Toshiki Adachi 1

Radiological Center, University of Fukui Hospital Department of Quantum Medical Technology, Graduate School of Medical Sciences, Kanazawa University 3 Department of Radiology, University of Fukui Hospital 2

Received June 2, 2014; Revision accepted January 30, 2015 Code No. 332

Summary The undershooting artifact occurs using the filtered back projection (FBP) method. This artifact is influenced by a ramp filter. Thereby, the fall of the target accumulation and a deficit arise and it becomes a clinical problem. We developed a new image reconstruction method based on the FBP method to delete the undershooting artifact of FBP. The image quality of the FBP method is equivalent to that obtained by an evaluation using a digital phantom. The two segmentation and ordinary FBP methods were evaluated in terms of hot contrast, cold contrast, coefficient of variation (%CV), and root mean square uncertainty (%RSMU). The two segmentation FBP method showed equivalent values of hot contrast, % CV, and% RSMU compared with those of the ordinary FBP method. With a threshold level value, cold contrast sharply changed. However, when the threshold level of the two segmentation FBP method was set as the proper value, 90% contrast was obtained. It is necessary to set a threshold level as a proper value using the two segmentation FBP methods. I thought that it can delete an artifact in a simple way, without impairing the image quality. However, it is an examination of only a digital phantom this time. Before using it clinically, one has to use and verify a real phantom. Key words: artifact, single photon emission computed tomography (SPECT), simulation, image reconstruction, filtered back projection (FBP) *Proceeding author

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Fig. 1 Projection data are divided into two at certain counts. Each data are separately reconfigured using the FBP method. All the negative values of the reconstruction image of the high data of a count are transposed to zero (zero file processing). Then, the image integration of these two images is conducted.

を持つ画素が存在するということである．このことは

せる．処理手順はこの 3 ステップのみである．画像の

画像上，高集積の周囲にアーチファクトを発生させ

四則演算処理(減算，加算処理)とゼロフィル処理しか

る．それは発生機序から二種類に分けることができ

行っておらず，先行研究と比べると格段に処理手法が

る．一つは ramp フィルタの負の値の影響によって発

簡便である．この処理手法を，プロジェクションデー

生するアンダーシュートアーチファクトである．もう

タを 2 分割することから，2 分割 FBP 法と定義した．

一つは，高い集積に経時変化がある場合や，角度サン

信号の低い方(Lower 側)の再構成画像にはゼロ

プリング数が少ない場合に発生するストリークアーチ

フィル処理を行わなかった．その理由は信号の低い方

5, 6)

ファクトである

．

(Lower 側)の再構成画像のピクセルの信号が負にな

前者のアンダーシュートアーチファクトの除去法に

る値とそのピクセル数は，信号の高い方(Upper 側)の

ついて，核医学の分野では過去にも幾つかの報告がな

再構成画像のそれに対し，値は小さく，ピクセル数も

されている

7∼9)

．しかしそれらは，手法が煩雑であっ

少ない．そのため，Lower 側にはゼロフィル処理を行

たり，ハード的な投資が必要であるなどの理由によっ

わなくても影響は少ないと考えたためである．また，

てあまり使われていない．

処理の簡便化を図ることも今回の研究の一つのポイン

今回は，X 線 CT などで既に用いられている金属 アーチファクトを除去するための完成された手法

10∼12)

トとであり，できるだけ処理を省き，少なくしたかっ たことも理由の一つである．

の一部を SPECT に適応し，アンダーシュートアーチ ファクトの低減を試みた．処理手法の簡便化のため に，これらの研究で用いられているフィルタリング処

1-2 シミュレーションデータの構築 ファントムデータは SPECT データ処理評価用ディ

理やサイノグラムを利用した処理は使用しなかった．

ジタルファントム(日本放射線技術会・核医学分科

画像の四則演算程度の簡便な処理のみで完結する手法

会)

を構築することと，その処理前後での画質の比較，お

Prominence Processor Ver3.1(日本メジフィジックス

よびその処理のアンダーシュートアーチファクト抑制

株式会社製)，画像再構成や 2 分割 FBP 法の処理その

効果をディジタルファントムを用い評価することを研

ものは画像処理ソフト daemon research image pro-

究の目的とした．

cessor Ver3.01(DRIP)(富士フイルム RI ファーマ社

13)

を用い，プロジェクションデータの作成には，

製)を用いた．円柱埋め込みファントムの作成や関心 1．方

法

1-1 理 論

領域(region of interest: ROI)の設定は ImageJ 1.49e

14)

にて行った．

本法の処理過程を Fig. 1 に示す．①プロジェクショ

またディジタルファントムは，ピクセルサイズ 2

ンデータに対し，ある count/pixel で threshold を設

mm での理想断層データ(Ideal_Slice128_2 mm)を使

定し 2 分割する．②それぞれのデータを FBP 法にて

用した．シミュレーションによる SPECT 撮像条件は

別々に画像再構成し，count/pixel の高い方のデータ

360 度収集，3 度ステップ，回転半径 150 mm，収集

の再構成画像に対し，負の値をすべてゼロに置き換え

モードは step and shoot 収集とした．すべての画像再

る(ゼロフィル処理)．③その二つの画像を画像加算さ

構成に対し，前処理フィルタとしてカットオフ周波数

日本放射線技術学会雑誌

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Fig. 2

Location of ROIs is shown in the SPECT a b images. a) Diameter area of 40 mm rod. ROI was set at 60% of the diameter of the rod. b) Uniform area. ROI was set to 80% of the diameter of the uniform area. Fig. 3

The embedded cylinder phantom.

0.5 cycles/cm，オーダ 8 の Butterworth フィルタを使 用した．FBP 法の再構成フィルタは ramp フィルタ を使用した． なお，今回の検討で使用したプロジェクションデー

さの円形型(ファントム径の 80％)を用いた．これら の項目の評価方法は，SPECT データ処理評価用ディ 15)

タは，コリメータ開口による位置分解能劣化などの幾

ジタルファントム(物理特性評価)取扱説明書

何学的要因，被写体からの減弱および散乱線，統計雑

去の報告

音などの物理的要因は考慮しなかった． 1-3

Threshold の検討

2 分割 FBP 法の threshold を 40，60，80，100，120 および 140 counts/pixel と変化させた場合の再構成画 像に及ぼす影響を検討した．評価法には，陽性像コン トラスト，陰性像コントラスト，coefficient of variation (％CV) お よ び root mean square uncertainty

16, 17)

C=1−

ROI  ROI 

                                    (1)

ROI  ROI 

                                   (2)

C=1− %CV=

や過

を参考にした．

ROI  ×100 ROI 

%RSMU=

                               (3)

ROI  ×100 ROI 

                           (4)

(％RMSU)を算出し，最適な threshold 値を決定した． 陽性像コントラストは式(1)を用いて真値が 0.500，

1-4 アーチファクト抑制効果の検討

0.750 の場合について算出した．2 分割 FBP 法を用い

ピ ク セ ル サ イ ズ 2 mm で の 理 想 断 層 像 デ ー タ

たときの値と真値，FBP 法による値とを比較した．陰

(Ideal_Slice128_2 mm)を改造し，円柱埋め込みファン

性像コントラストは式(2)を用いて真値が 1.00 の場合

トムを作成した．ファントムの中央にバックグラウン

について算出した．2 分割 FBP 法を用いたときの値

ド領域(濃度 1)の 2，4，6，8，10，15，20 および 25 倍

と真値，FBP 法による値とを比較した．％CV は式

の濃度の 40 mm 径の円柱を埋め込んだ(Fig. 3)．2 分

(3)を用いて算出した．2 分割 FBP 法を用いたときの

割 FBP 法と FBP 法を比較し，2 分割 FBP 法に対する

値と FBP 法よる値とを比較した．これらのコントラ

アンダーシュートアーチファクトの抑制効果を確認し

スト，％CV はディジタルファントムの 40 mm 径部に

た．均一性領域のファントム中央部のプロファイル

て評価した．設定した ROI は，Fig. 2a に示す大きさ

カーブを作成し，アーチファクトが抑制されているか

の円形型(ロッド径の 60％)を用い，陽性像，陰性像お

どうかを目視にて確認した(Fig. 4)．Threshold は 1-3

よびバックグラウンド部に設定した．なお，バックグ

で定義した最適値を用いた．

ラウンド部には，3 カ所に ROI を設定しその平均値を 算出した．％RMSU は式(4)にて算出した．2 分割 FBP 法を用いたときの値と FBP 法よる値とを比較し た．この％RMSU はディジタルファントムの均一部 にて評価した．設定した ROI は，Fig. 2b に示す大き

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本研究を遂行するに当たり，福井大学医学部倫理審 査委員会の審査を経て，医学部長の承認を得た．

204

FBP 法では 1.46 となった．％RSMU は threshold に かかわらずほぼ一定の値を示し，FBP 法と同等か若干 低い値を示した． Threshold を変化させた際の 2 分割 FBP 法の再構 成画像と通常の FBP 法で再構成させた画像を Fig. 7 に示す．画像スライス位置はコントラスト，％CV の ROI を設定した位置である． Fig. 4 Position of the profile of the embedded cylinder phantom: the center of the uniform area.

2-2 アーチファクト抑制効果の検討 自作ファントムで，バックグラウンドの集積と円柱 の集積比が 4，10，15 および 25 の中央部における 2 分

2．結

果

2-1 最適 threshold の検討

割 FBP 法と FBP 法のプロファイルカーブを Fig. 8 に 示す．2 分割 FBP 法では集積の程度にかかわらず，ア

Fig. 5a，b に 2 分割 FBP 法の threshold と陽性像コ

ンダーシュートアーチファクトは完全に除去されてい

ントラストの関係を示す．真値が 0.500 の場合，0.750

ることを示した．なお，アンダーシュートアーチファ

の場合，FBP 法ではそれぞれ 0.510 と 0.760，2 分割

クトが抑制される以外はほぼ同じカーブを示した．

FBP 法では，threshold の値にかかわらず，それぞれ 0. 520，0. 760 と な っ た．Fig. 5c に 2 分 割 FBP 法 の

3．考

察

threshold と陰性像コントラストの関係を示す．真値

“プロジェクションデータに対し，あるカウントで

が 1.00 に対し，FBP 法では 1.03 となった．2 分割

threshold を設定し 2 分割する”という点が，過去の報

FBP 法による陰性像コントラストは threshold が 80

告にあるピクセルトランケーション法

counts/pixel 以下では陰性像コントラストは急激に低

いる．しかしそれと，本手法との内容は異なる．ピク

下 し た．threshold が 100 counts/pixel 以 上 で，約

セルトランケーション法は threshold よりもカウント

90％ の コ ン ト ラ ス ト が 得 ら れ た．Fig. 6a に 2 分 割

の高い方のデータを捨ててしまうのに対し，2 分割

FBP 法の threshold と％CV の関係を示す．FBP 法で

FBP 法はカウントの高い方，低い方，両方のデータと

は 2.32 となった．％CV は threshold が 80 以下では

も使用することである．ピクセルトランケーション法

FBP 法と同等か若干低い値を示し，threshold が 80 を

はプロジェクションデータに対し，必要なカウントの

超えると％CV は，緩やかに上昇した．Fig. 6b に 2 分

110％より高いカウントを切り捨てる操作を行う．例

割 FBP 法の threshold と％RSMU の関係を示す．

えば骨盤の骨 SPECT 検査の場合では，膀胱の高集積

18, 19)

と類似して

Fig. 5 Relation between the threshold level of the two segmentation FBP method and hot contrast. (The hot contrast a b c and the true value in the FBP method are shown in the graph.) a) A graph in case a true value is 0.500. b) A graph in case a true value is 0.750. c) Relation between the threshold level of the two segmentation FBP method and cold contrast. (The hot contrast and the true value in the FBP method are shown in the graph.) A graph in case a true value is 1.00.

日本放射線技術学会雑誌

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a

Fig. 6

b

a) Relation between the threshold level of the two segmentation FBP method and %CV. (%CV in the FBP method is also shown in the graph.) b) Relation between the threshold level of the two segmentation FBP method and %RSMU. (%RSMU in the FBP method is also shown in the graph.)

Fig. 7

Reconstruction image in the two segmentation FBP methods using different threshold levels and the reconstruction image in the FBP method. When threshold is small (threshold 40, 60 and 80), the concentration of the rod of 0 is high.

部以外の(正常な)腸骨などのカウントの最も高いカウ

まう．更に，ピクセルトランケーション法では，プロ

ントの 110％のカウントで threshold を設定し，それ

ジェクションデータの画像すべてを確認し，集積の最

より高いカウントは切り捨てる．高集積の病変(また

も高い部分を見つけ出す必要があり手間がかかる．一

は正常でも高集積な部分)がない場合はピクセルトラ

方で，2 分割 FBP 法では，count/pixel の高い方の

ンケーション法を用いることで，膀胱の高集積からの

データを捨ててしまうわけではないため，threshold

アーチファクトをより簡便な処理で効果的に除去する

の設定を厳しく行う必要がない．高集積の病変(また

ことが可能である．しかし，高集積の病変(または正

は正常でも高集積な部分)があっても，正常な部位の

常でも高集積な部分)がある場合は集積の最も高いカ

count/pixel を目安に threshold を設定すればよいた

ウントから 110％のカウントで threshold を設定する

め，プロジェクションデータの画像すべてを確認する

ことになり，アーチファクトの抑制効果が低減してし

必要がなく，アーチファクト抑制効果が低減されるこ

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Fig. 8 (a) (b) (c) (d)

Activity Activity Activity Activity

of of of of

a a a a

Background: Background: Background: Background:

Activity Activity Activity Activity

of of of of

an an an an

embedding embedding embedding embedding

cylinder=1:4 cylinder=1:10 cylinder=1:15 cylinder=1:25

a

b

c

d

ものとなる)．Threshold を高く設定すれば陰性像コ

ともない． 9)

Wells RG ら の手法のようなラインソースなどを

ントラストは高くなるが，％CV が増加することから，

必要としないため，ハード的な投資も不必要である．

やみくもに高く設定することはできない．これらのこ

また，後処理であるため，過去の検査でもプロジェク

とから，臨床でも，正常部の count/pixel の最大値付

ションデータさえ残っていれば処理が可能である．処

近を threshold に設定することが適当であると考え

理手法に関しては過去の報告と比べ格段に簡便であ

る．今後は臨床画像にて最適な threshold 値を確認す

り，無料のソフトウエアで処理が可能であるため，ど

る必要があると考える．更に，この処理手法では，コ

の施設でも簡便に処理を行うことができる．また本法

ントラストなどの基本的な画質に関しては遜色がない

8)

は Gillen らの手法のようなサイノグラムを利用する

ことを確認することはできたが，count/pixel の総和

などの煩雑な操作が不要であり，すぐに臨床にて実用

は保存されず，定量性に関しては多少なりとも低下し

可能である．また，本法は CT や C-arm CT などでは

ていると考えられる．したがって，特に定量値が重要

メタルアーチファクトの除去において，既に報告され

である検査では，検証を行ってその影響を確認してか

10∼12)

ている技術

を利用したものであるが，それらは本

ら使用しなければいけないと考えている．

法と比べると更に発展した方法で用いられている．し

また今回の実験系ではコリメータ開口による位置分

かしそれらの技術を SPECT に適応させた報告は過去

解能劣化などの幾何学的要因，被写体からの減弱およ

にない．

び散乱線，統計雑音などの物理的要因は考慮していな

Threshold が小さい場合(今回の場合 threshold 40，

い．臨床ではこのことが影響を及ぼし，最適 thresh-

60 および 80)に陰性像コントラストが低下することが

old の値にも影響があると考える．実際のファントム

今回の処理手法における最大の問題点である．陰性像

や人体を用いて行うときはこのことも考慮して検討す

コントラストの低下の原因は，濃度 1 のバックグラウ

る必要があると考える．

ンドの count/pixel の低下ではなく，濃度 0 の rod の count/pixel が上昇しているためである(Fig. 7)．しか

4．結

語

し，この count/pixel が上昇することは今回の実験か

FBP 法におけるアンダーシュートアーチファクト

らは十分な検証ができておらず，この原因に関しては

を除去するために，FBP 法に基づく新しい再構成法を

個別の検討が今後必要であると考えている．今回の

開発し，その効果を検討した．本法の 2 分割 FBP 法

ファントム実験では，threshold を 100 counts/pixel に

は簡便な手法であり，またその threshold を適正な値

設定することで，陰性像コントラストは真値の約 90％

に設定することで，画質の低下を最小限に抑えつつ，

を確保できた．threshold が 100 counts/pixel とは，本

アーチファクトを除去することが可能と考えられた．

実験系におけるプロジェクションデータにおけるバッ クグラウンド領域(均一部)の最大値である(臨床での カウントは検査毎に異なるため，この値は毎回異なる

謝

辞 本稿を終えるにあたり，多くの助言，協力をいただ

日本放射線技術学会雑誌

207

いた，福井大学医学部附属病院放射線部の技師諸兄姉 に心から感謝申し上げます．

なお本論文の要旨は，日本放射線技術学会第 69 回 総会学術大会(2013 年 4 月，横浜)において発表した．

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問合先 〒910-1193 吉田郡永平寺町松岡下合月 23-3 福井大学医学部附属病院放射線部 北 章延

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12)

13)

14)

15)

16)

17)

18)

19)

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