258 MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY Vol.27 No.4 September 2009

講　座

X 線 CT第 2 回：CT 画像の基本と画像表示

Basic Principles of CT Image Display

塚 越　伸 介 *

Shinsuke TSUKAGOSHI

　「第 1 回：画像形成の原理」にて得られた CT 画像における CT 値や WW/WL，マトリックスサイズ，

Isotropic image の基本的な特徴から，CT 画像の 3 次元的な表示方法である MPR， MIP， VR などに関して述

べる．

キーワード：CT 値，WW/WL，Isotropic image，MPR，VR

1．X 線 CT 画像の基本

通常，X 線撮影装置は人体組織の X 線吸収の

強弱を白黒の濃淡として画像化を行っており，X線 CT も基本的に同様の手法（ただし，3 次元的な

人体各組織の X 線吸収係数を計算によって画像

として抽出する装置）であるが，白黒の濃淡を

画像化する際に，CT 値（Hounsfield unit: HU）とい

う特有の単位を使用する．表示される CT 値の範

囲は装置により異なるが，-2000 ~ 4000 以上と非

常に広く，臨床目的に合わせて濃淡を WW(Win-dow width)，WL(Window level) でコントロール

することができる．本章では，この CT 値，WW/WL と，表示系に大きく関係するマトリックスや

Isotropic image，再構成関数について述べる．

1）CT 値（Hounsfield unit: HU）

CT 値は次式で表され，水の CT 値が 0，空気の

CT 値が -1000 であり，X 線吸収係数に比例して

いる．ここで，μtは物質の吸収係数であり，μwは

水の吸収係数である．代表的な物質と CT 値の関

係〔1〕を Fig. 1 に示す．

CT値＝

実際に水を 0，空気を -1000 と正確に表示する

ために，水ファントム（水の入った円形の容器）

と空気をスキャンしたデータでキャリブレー

ションを行う．近年，水キャリブレーションは

メーカーメンテナンス，空気キャリブレーショ

ンはユーザが日常的に行っている．

2）WW(Window width) と WL(Window level)CT 値の範囲（約 -2000 ~ 4000）は非常に大き

いが，CT装置の濃度スケールは8ビット (28=256)でしかなく，さらに人間の肉眼で識別できる濃

淡は，たかだか 16 ~ 32 階調〔2〕である．その

ため，臨床目的に合わせて CT 値の表示範囲をコ

ントロールすることが重要で，そのコントロー

ルは WW，WL で行う．

　Fig. 2は，腹部を異なるWWで表示した画像で，

Fig. 2 a）は，WW を 2048 と広範囲を表示し，Fig.

μt μw–μw

------------ 1000×

要　旨

*東芝メディカルシステムズ㈱CT事業部CT開発部シ　ステム開発担当〔〒 324-8550 栃木県大田原市下石上　1385 番地〕　e-mail: shinsuke.tsukagoshi@toshiba.co.jp 投稿受付：2009 年 8 月 20 日 最終稿受付：2009 年 9 月 14 日 Fig. 1

CT値白

黒

4000

2000

1000

100

50

0

-50

-100

-1000

-2000

金属

骨/石灰化

軟部組織

水

脂肪組織

空気

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2 b）は，WW を 256 まで絞った画像である．Fig. 2b）で確認できる病変（実線矢印）が，Fig. 2 a）では，ほとんど確認できない．これは CT 装置の

濃度スケール（8 ビット）変換時に，Fig. 2 a）は

CT 値 2048 の範囲を 256 階調にするためで，CT値 8 の差（2048 ÷ 256 = 8）をつぶして表示して

いることが原因，反対に Fig. 2 b）は，CT 値 128以上はすべて 128，CT 値 -128 以下はすべて -128として表示するので，CT 値 -128 ~ 128 までは小

さな差でも検出可能だが，骨の内部構造（点線

矢印）は CT 値が 128 以上のため表示されない．

WW，WL の設定方法は施設により異なるが，

Fig. 3 に例を示す．目的とする臓器（または占有

率の高い臓器：今回は肝臓）の CT 値を計測し，

その CT 値を WL（今回は WL：60）に設定する．

WL は濃度スケール変換時の中心値であり，ここ

を中心に WW の範囲を表示することになる．次

に WW であるが，肝臓の微少な CT 値差を表示

するためには，できるだけ狭めた方がよいが，空

気と脂肪を区別できることも重要なため，狭め

ておいた WW を少しずつ広げていき，ギリギリ

脂肪がわかる範囲（今回は WW：350）に設定す

ることがポイントである．

3）マトリックス（画素数）

現在，CT の画像再構成の主流はフィルタ補正

逆投影法であり，検出器によって得られたデー

タを逆投影する際のキャンバスの画素数をマト

リックスという．この画素数が小さいと 1 ピク

セルが大きいのでモザイクのような画像になっ

てしまい，反対に大きいと 1 ピクセルは小さく

なり空間分解能は向上する．しかし，空間分解

能は検出器サイズにも密接に関係するため，あ

るマトリックスサイズ以上では空間分解能は変

わらなくなる．

マトリックスサイズは，64 × 64 → 128 × 128→ 256 × 256 → 320 × 320 → 512 × 512 と増加

してきたが，ここ 10 年は変化しておらず，現在

の CT では，512 × 512 マトリックスが一般的で，

このマトリックス 1 つ 1 つに CT 値が存在する．

しかし，高速な再構成が必要なプレビュー時や

CT 透視〔3, 4〕では，今でも 256 × 256 マトリッ

クスが使用されている．

基本的にマトリックスは，撮影時の FOV(Fieldof view) によらず一定であるため，FOV が大きな

場合は 1 ピクセルの大きさも大きくなり空間分

解能は劣化する．たとえば FOV が 500mm の場

合１ピクセルは約 1mm で，FOV が 250mm の場

合 1 ピクセルは約 0.5mm となる．

4）Isotropic imageIsotropicとは等方性という意味であり，近年CT

の体軸（Z）方向の分解能が向上したことによっ

て，0.5mm や 0.625mm での等方性ボクセルが可

能で，これによって Fig. 4 のような画像が得られ

るようになった．Isotropic には，Isotropic voxelと Isotropic resolution と呼ばれる 2 種類があり，

以下にその意味を説明する．

（a）Isotropic voxelX, Y, Z 方向のボクセルサイズが等しいこと

で，たとえば，FOV：256(mm)，スライス厚：0.5mmで撮影されたデータを 512 マトリックスで表示

すると，XY 方向のサイズが，256(mm) ÷ 512（マ

トリックス）= 0.5(mm) で，Z 方向のサイズは 0.5mm なので，X, Y, Z すべての方向で 0.5mm とな

り，0.5mm の等方性ボクセルを実現できる．仮

にスライス厚が 5mm だとしても，再構成間隔※

※再構成間隔：ヘリカルスキャンによって得られた

データは体軸方向に画像再構成する位置や間隔を任

意（装置によって異なる）に決定できる．

WW：350, WL：60CT値:60.0

Fig. 2 Fig. 3a) WW：2048, WL：0 b) WW：256, WL：0

CT値 CT値

8ビット 8ビット

128

-128

1024

-1024

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を 0.5mmにすることで Isotropic voxelは可能とな

るが，Z 方向の分解能は 5mm なので，Z 方向に

伸びた画像になる．

（b）Isotropic resolutionこちらは，X, Y, Z 方向の分解能が等しいこと

で，Isotropic voxel との一番の違いを，Fig. 5 に示

す．Fig. 5 b), c) は，どちらも X, Y, Z が 0.1mm の

Isotropic voxel である．しかし，b）は X-Y 方向

の分解能と Z 方向の分解能が異なっており

Isotropic resolution ではない．c) は，X, Y, Z すべ

ての方向で分解能が等しく，これが Isotropicresolution である〔5〕．

5）再構成関数

再構成関数とはフィルタ補正逆投影時のフィ

ルタであり，装置により異なるが多数存在する．

ここでは詳細は省くが，同一撮影データを異な

る再構成関数で作成した画像を Fig. 6 に示す．

Fig. 6 a）はスムーズ，Fig. 6 b) はシャープな関数

で，同一撮影データであるのに見え方が異なる．

画像解析や CAD（Computer Aided Detection）を

作成する際にも，この再構成関数には注意が必

要である．

2．画像表示

この章では，CT 画像表示に関する基本的な拡

大縮小から，3 次元画像処理方法である MPR（Multi planar reconstruction）や MIP（Maximumintensity projection），VR（Volume rendering）に関

して臨床画像を例に簡単に述べる〔2, 4, 6〕．1）画像の拡大・縮小

CT では，一般的な bi-linear や bi-cubic 補間を

使用した拡大表示以外にも，画像再構成時に拡

大範囲を設定することが可能であり，その違い

を Fig. 7 に示す．Fig. 7 a) の bi-linear による拡大

では画像のボケ感が強いのに対し，Fig. 7 b) の拡

大再構成はシャープである．ただし，Fig. 7 b) は画像再構成から行うため時間が掛かるというデ

メリットがある．また極端に拡大率を大きくし

ても検出器のサイズで決まる分解能を越えてし

まう場合は，拡大再構成でも分解能は変わらな

くなる．

Fig. 6

Fig. 5

WL = -400WW= 400

X-Y方向＞Z方向

Z

X-Y方向 Z方向

(Axial) (Sagittal)

WL = -400WW= 400

Z

X-Y方向 Z方向

(Axial) (Sagittal)

X-Y方向＝Z方向

b) 異なる分解能 c) 等方性分解能

a) スムーズな再構成関数 b) シャープな再構成関数

WW：400, WL：50 WW：400, WL：50

Fig. 4

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bi-linearやbi-cubic補間は，表示する際のデフォ

ルト機能（装置により異なる）であり，画像拡大・

縮小以外にも画像回転時にも使用される．

2）3 次元画像処理

（a）多断面再構成法（MPR: Multi planar reconstruction）MPRとは，3次元のボリュームデータから横断

面（Axial）以外に冠状断面（Coronal）や矢状断面

（Sagittal）などの断面を構築する方法で，現在の

CT の 3 次元処理の中でもっとも多く使用されて

いる．Fig. 8 はボリュームデータから Coronal 像を作成した画像である．MPR 画像は，通常の

Axial 像と同様に CT 値を WW, WL によってコン

トロールすることができ，さらに Coronal 像や

Sagittal像 以 外 に任意の斜め断面を作成すること

も可能である． さらに，MPR の発展系である曲面再構成法

（CPR: Curved planar reconstruction) を心臓のデー

タを例（Fig. 9）に示す．Fig. 9 a) 3 次元ボリュー

ムデータ（後で説明する Volume rendering 像）の

矢印の血管（LAD：Left coronary artery）に沿っ

て，曲面で再構築した CPR 像が Fig. 9 b）であ

る．CPR 像は，血管や気管支の内部など，平面

ではトレースの難しい管系に関して，効果的に

観察することを可能とする．

（b）最大値投影法（MIP: Maximum intensity projection）MIP は 3 次元のボリュームデータに対し任意

の視点を設定し，その視点と投影面の画素を結

ぶ経路上の最大値を 2 次元面に投影する表示手

法である．Fig. 10 a) に示したように，設定した

経路上には，10，-5，2，90，20 の CT 値が存在

し，この中で一番大きな CT 値が 90 であるため，

この 90 を代表として投影面に投影する．これを

繰り返すことで，それぞれの投影面に最大値が

決定され，MIP 画像が完成する．Fig. 10 b) に腹

部の MIP を示す．

MIP の特徴としては画像ノイズの影響を受け

にくく，さらに低コントラストの画像でもコン

トラストよく抽出できる．しかし，最大値以外

Fig. 7

Fig. 8

a) bi-linearによる拡大 b) 拡大再構成

Z

a) 3次元ボリュームデータ b) MPR Coronal画像

Fig. 9a) 3次元ボリュームデータ b) CPR画像(a矢印の血管)

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は画像に反映されないため，前後の位置を正し

く把握するためには，何種類か角度を変えた観

察が効果的である．

　また，MIP の反対で最小値を投影する方法

（MINIP: Minimum intensity projection）もあり，肺

野などの表示に使用される．

（c）ボリュームレンダリング法（VR: Volume rendering）初期の3D表示にはサーフェイスレンダリング

法（SR: Surface rendering）が用いられていた．SRは目的とする部位を閾値で選択（2 値化）するこ

とで表面位置を抽出し，表面情報と光源の関係

（光源の強度は手前から減衰していく陰影処理）

から3D画像を作成する技法である．しかし，この

方法では CT 値に差のある血管などは閾値では，

うまく分離することができず，3D 表示時に一部

の血管を失うことが多かった．現在では VR 法

（Fig. 11）が用いられ主流となっている．VR 法は

目的とする領域の CT 値の上限／下限値を設定

し，その範囲に不透明度（Opacity）というパラ

メータを追加して陰影処理を行い，3D を作成す

る手法である．

不透明度を Fig. 11 a) で説明する．ここでは不

透明度 1.0 は白，不透明度 0 は黒とし，CT 値 100は不透明度 0，CT 値 500 は不透明度 1.0 なので，

CT 値 300 は不透明度 0.5 でグレーとして表され

る．このカーブは凸型や凹型，手動で作成する

ことも可能で，さらにカラー設定や領域を分割

してその領域ごとに設定することもできる．

文　　献

〔 1 〕　岩井喜典：CT スキャナ．㈱コロナ社，1979〔 2 〕　平野　透，井田義宏，石風呂実，他：超実践マニュ

アル CT．㈱医用科学者，2006〔 3 〕　大友　邦：腹部血管造影ハンドブック．中外医学

社，1999〔 4 〕　辻岡勝美，花井耕造：CT 撮影技術学．㈱オーム社，

2005〔 5 〕　Tsukagoshi S, Ota T et al: Improvement of spatial reso-

lution in the longitudinal direction for isotropic imaging inhelical CT. Phys Med Biol 52: 791-801, 2007

〔 6 〕　今里悠一，大橋昭南：医用画像処理．㈱昭晃堂，1993

塚越伸介（つかごし　しんすけ）

　2001 年東京理科大学・数学科卒．2006 年

大阪大学・医学系研究科・博士課程修了．1996 年より国立がんセンター中央病院で

診療放射線技師の勤務を経て，2002年より

東芝メディカルシステムズ㈱入社，現在，CT 装置の研究開発に従事．

* * *

Fig. 10

Fig. 11

Max

a) 3次元ボリュームデータ b) MIP画像

CT値 下限値100(HU)

上限値500(HU)

Opacity curve不透明度：1.0

不透明度：0

b) VR画像a) 不透明度