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CTのビーム測定

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CTのビームデータ測定
熊本地域医療センター
石橋 謙吾
黒田 洋明
山下 裕輔
森島 光浩
熊本大学大学院生命科学研究部
荒木 不次男
大野 剛
背景

現在,わが国の年間医療被ばくの内,X線CTによ
る被ばくは43%に達している。

被ばく線量の評価としてCTDIを用いられているが,
CTDIの目的は装置間の線量の違いの比較であり,
患者の被ばく線量の評価には適していない。
背景
AAPM Task Group(TG)‐111では, CTDI100はZ軸方向
の散乱線を十分に収集できず,実際の線量と比べ
過小評価になることが指摘されている。
目的

モンテカルロシミュレーションを用いたCT
撮影における患者の被ばく線量の評価を目的
にCTのビームデータを測定する。

得られたビームデータをもとに,吸収線量
測定から線量校正を行い,CT検査における
患者CT画像を用いて,モンテカルロシミュ
レーションにより各臓器の被ばく線量の評価
を行う。
使用機器
 PHLIPS
 M100
Brilliance CT 64
CT chamber(0.9 cmΦ×10 cm)
 PTW30013
Farmer chamber, 0.6 cc
 GMctdospp(IMPS,
Germany)
ビームモデリングの作成
Al半価層
OCR(空中軸外線量比)
X線管球
Bowtie Filter
電離箱線量計
Al
X線管球
ビームモデリングの検証
CTDI100測定
2
5
1
3
4
X-ray voltage :120,100,80 kV
X-ray current :200 mA
Beam collimation :10 mm
線量校正
水ファントムによる吸収線量測定
2
3
1
5
4
X-ray voltage :120,100,80 kV
X-ray current :422 mA
Beam collimation :40 mm
Helical pitch :0.703
吸収線量の計算式
DPMMA  N
60
Co
D ,w
M PMMA kPMMA kQkD ,PMMA
DPMMA : アクリル吸収線量
60
N D ,wCo : コバルト水吸収線量校正定数
M PMMA : アクリル測定電離量
kPMMA  M w / M PMMA : 水とアクリルの電離量比
[ Dw / Dchamber ]kV
kQ 
: kV-X線に対する線質変換係数
[ Dw / Dchamber ]60 Co
kD,PMMA  DPMMA Dw
: アクリルと水の吸収線量比
吸収線量の補正係数
PMMA
water
chamber
kPMMA
Mw

M PMMA
MPMMA
water
chamber
Mw
[ Dw / Dchamber ]kV
kQ 
[ Dw / Dchamber ] 60 Co
PMMA
water
water
PMMA
DPMMA
k D ,PMMA
DPMMA

Dw
Dw
臓器線量の評価

患者CT画像を用いて,実際のスキャン条件でのモ
ンテカルロシュミレーションによる計算から体内
線量分布を計算した。

体内線量分布をもとに線量体積ヒストグラム
(Dose Volume Histogram:DVH)を作成し,
各臓器線量を定量的に評価した。

臓器線量は胸部,腹部における主要な臓器を対象
とした。
結果
Al半価層測定
Relative Value
100
Measured
ー Monte Carlo
●
80
60
120 kV(8.7 mm)
100 kV(7.7 mm)
40
20
80 kV(6.3 mm)
0
0
4
8
12
Al (mm)
16
20
結果
OCR(120 kV)
100
OCR(80 kV)
Measured
Measured
100
Monte Carlo
80
Relative Value (%)
Relative Value (%)
Monte Carlo
60
40
20
80
60
40
20
0
0
0
50
100 150 200 250
Distance from central axis (mm)
0
50
100 150 200 250
Distance from central axis (mm)
モンテカルロ法によるモデリング
線源
付加フィルタ
(アルミニウム)
Bowtie Filter
(アクリル)
アルミニウム
アイソセンター
結果
CTDI100
2
25
20
CTDI100 (mGy)
 Measured
 Monte Carlo
5
120 kV
1
3
15
100 kV
4
10
5
X-ray voltage : 120,100,80 kV
X-ray current : 200 mA
Beam collimation: 10 mm
80 kV
0
0
1
2
3
4
5
Measurement Point
6
結果
吸収線量
Absorbed dose (mGy)
25
 Measured
 Monte Carlo
3
20
2
1
120 kV
15
100 kV
5
4
10
80 kV
5
0
0
1
2
3
4
5
Measurement Point
6
X-ray voltage : 120,100,80 kV
X-ray current : 422 mA
Rotation time : 0.5 rot/s
Beam collimation : 40 mm
Detectors : 64
Helical pitch : 0.703
結果
胸部撮影の被ばく線量
Volume (%)
100
X-ray voltage : 120 kV
X-ray current : 231 mA
Rotation time : 0.5 rot/s
Helical pitch : 0.609
CTDIvol : 11mGy
Heart
(13 mGy)
80
Lung
(12 mGy)
60
40
Spinal cord
(9 mGy)
20
0
0
0
1
10
15
2
3
Dose (mGy)
30
4
結果
腹部撮影の被ばく線量
X-ray voltage : 120 kV
X-ray current : 261 mA
Rotation time : 0.5 rot/s
Helical pitch : 0.703
CTDIvol : 14 mGy
Volume (%)
100
Liver
(16 mGy)
80
Kidney
(17 mGy)
Pancreas
(17 mGy)
Spleen
(17 mGy)
60
40
20
0
0
0
10
1
20
30
2
3
Dose (mGy)
40
4
考察
ビームモデリングの検証
 CTDI100の測定値が計算値に比べ低かったのは
寝台によるX線の吸収が考えられる。
モンテカルロシミュレーションによるモデリ
ングの精度を上げるには寝台のモデリングまで
考慮する必要がある。
考察
線量校正
 吸収線量測定による校正は,部分的にベッドの
影響を含んでおり,測定値と良い一致を示し
た。
臓器線量の評価
 胸部撮影の被ばく線量は肺,心臓に比べ脊髄は
線量が低かった。これは骨により線量が吸収さ
れたものだと考えられる。また骨に囲まれてい
る臓器は線量が不均一になっていた。
 腹部撮影の被ばく線量は肝臓,膵臓,腎臓,脾
臓にどれもほぼ均一に線量がかかっていた。
結語
 モンテカルロシミュレーションを用いたX線
CT装置のビームモデリングはCTの線量評価
に有用でした。
 得られたビームデータをもとに,吸収線量測
定から線量校正を行い,患者CT画像を用い
たモンテカルロシミュレーションによる臓器
被ばく線量の評価は有用でした。
ご清聴ありがとうございました
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