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せいごろうよしくに
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1 Code Nos X CT computed tomography CT CT 1 CT CT 2 3 CT CT X International Commission on Radiological Protection ICRP Publication 87 CT 1 21 mgy 4 ICRP CT Evaluation of Dose Output According to the Objects Using Organ-based Tube-current Modulation in Thoracic Computed Tomography Haruka Nunome, 1 Kousuke Matsubara, 2 Tadanori Takata, 1 Keita Sakuta, 1 and Hiroyuki Hayashi 1 1 Department of Radiological Technology, Kanazawa University Hospital 2 Institute of Medical, Pharmaceutical and Health Sciences, Kanazawa University Received June 9, 2014; Revision accepted October 7, 2014 Code Nos. 251, 621 Summary The purpose of this study was to evaluate the dose output according to the object using organ-based tubecurrent modulation in thoracic CT. The output doses with elliptical and circular shaped phantoms were measured using an ionizing CT chamber. The image noise was quantitatively measured in images obtained from the elliptical phantom. Although total dose outputs with and without the modulation were almost the same, dose outputs at a frontal angle of 120 decreased and those at another angle of 240 increased with the modulation. When the sameshaped phantoms were used, the differences in variation of dose outputs due to the difference in phantom size were small and those due to the difference in the percentage ratio of long- to short-axis diameter of the cross-section were large. There was no significant difference in the amount of noise with and without the dose modulation except for the case of overdose to the small phantom. Therefore, organ-based tube current modulation does not change the total dose output and it maintains the amount of noise by controlling the dose output for each projection angle. Additionally, this dose control is independent of the object size. Keywords: computed tomography, breast, radiation dosage, tube-current modulation *Proceeding author

2 1298 Fig. 1 Shape of phantoms and method for measuring the output dose. 術として局所的に体表面の臓器に対する被ばく低減とで体表面臓器の被ばく低減効果が得られると報告機構が開発されておりこの機構に対して Matsubara しているがその動作特性については明らかにされて 8) らは体前面の出力線量を低減させることで乳房へいないよってわれわれは X-CARE を使用した場合の被ばく線量は 22 低減でき防護シールドを用いるにおける角度ごとの出力線量の制御について検討したよりもノイズレベルや CT 値の変化が少ない画像が得スリット鉛筒の作成られるがノイズレベルを維持したまま体前面の被ばく線量を低減させるためには体前面以外の被ばく線 8) 角度ごとにおける出力線量の測定を行うためには吸収体からの散乱線を除去する必要があるしかし被量を増加しなければならないと報告しているま写体の中心部や体表面で線量を測定しても測定するたこれらは標準的な人体ファントムのみを用いた研位置によって散乱線による影響が異なるため正確な究でありさまざまな体格の被検者において一律の低出力線量の測定をすることができないそこでわれわ減率ではないと推測される体格の違いによってどのれは出力線量を推定するために直接線のみが入射すように出力線量を制御しまた吸収線量がどの程度低るよう 5 mm 程のスリットの入った鉛筒を作成した減されているかについては被検者を対象として測定なおこの鉛筒に電離箱線量計(電位計 9015 Radcal することはできないよってこの局所被ばく低減機 Corporation 製検出部 CT(3 cc) Radcal 構を適切に使用するためには機器の出力線量の制御 Corporation 製)の検出部を挿入しスリットのない方について理解を深めることが必要不可欠である向から X 線を入射させ十分な遮蔽効果があることを本研究の目的は局所被ばく低減機構における出あらかじめ確認したもっとも鉛筒を用いても鉛筒力線量の被写体サイズの違いによる変化について検討からの散乱線を除去することはできず正確な出力線することである量を測定することはできないそこで本研究では散乱線の入射条件は毎回同じであると考えて角度ごと 1 方法および使用機器における出力線量の相対値を測定した 1-1 使用機器および検討項目照射線量の測定 CT 装置は 2 管球搭載型マルチスライス CT 装置で測定線量にで使用した鉛筒の設置誤差によるある SOMATOM Definition Flash (Siemens Healthcare X 線入射線量への影響を考慮して最も設置が容易な製)を用い同 CT 装置に搭載されている局所的被ば 0 (12 時方向を 0 とする)における入射線量を基準とく低減機構(以下 X-CARE)について次の項目に関して出力線量の補正を行った直径 35 cm のアクリルして検討を行った製円柱型吸収体ファントム(Large ファントム)をガン 1)出力線量の評価トリ中央の空中に固定し鉛筒に電離箱線量計の検出 2)中心吸収線量率の評価部を挿入し X 線の直接線のみが入射するように開口 3)画像ノイズ量測定部が常に焦点に向くよう鉛筒を固定し正面および側面方向の位置決め画像を取得後各角度の入射線量を測定した(Fig. 1) 撮像条件は管電圧 120 kv スライ 1-2 出力線量の評価 8) 9) Matsubara らや Duan らは X-CARE を使用するこス厚 3 mm 設定スライス厚 mm 表示画像視日本放射線技術学会雑誌

1299 Fig. 2 Method for measuring absorbed dose rate at the center using elliptical phantoms. 野(field of view: FOV)350 mm ピッチファクタ 0.6 や形状の違いを認識し低減割合を変化させている可回転速度 0.

3 1299 Fig. 2 Method for measuring absorbed dose rate at the center using elliptical phantoms. 野(field of view: FOV)350 mm ピッチファクタ 0.6 や形状の違いを認識し低減割合を変化させている可回転速度 0. 5 s/rotation (rot) volume CT dose index 能性があると考えわれわれは Large ファントムおよ (CTDIvol)9.6 mgy にて自動露出機構(CT-auto expo- び直径 20 cm のアクリル製円柱型吸収体ファントム sure control: CT-AEC)は適用せずにヘリカルスキャン (Small ファントム)を用いて正面および側面方向のにて撮像した X-CARE 使用時未使用時のそれぞれ位置決め画像を取得後と同様の撮像方法撮像で鉛筒とともに電離箱線量計の検出部を 15 ごとに条件で X-CARE 使用時の照射線量を測定し X- 移動させ各角度における照射線量を 3 回測定した CARE 未使用時の照射線量との比較を行った本検討では円柱型ファントムは寝台先端のフックに取り付け空中で固定したこの方法では寝台移動に伴う線量変動が懸念されるが X-CARE はヘリカルス 1-3 中心吸収線量率の評価実際の被写体に近い楕円柱型ファントムを用いてキャンでしか動作せず発泡スチロールなどで円柱型その中心吸収線量率を時系列的に測定し被写体のサファントムを固定した場合各角度における鉛筒の設イズの違いによる実際の吸収線量低減率の変化を検証置が容易ではないという問題点が生じるので現実的でした楕円率の等しい cm (Slim) と cm はないそこでピッチファクタや撮像範囲を小さく (Obese)のアクリル製楕円吸収体ファントムの内部にしビーム幅を選択可能な範囲で最小のサイズを選択直径 16 cm の円柱アクリルファントムを入れた楕円柱し更に鉛筒を用いることで瞬間的に開口部を通過し型ファントム(以下楕円 Slim および楕円 Obese ファた入射線量を測定できるようにするなど線量変動をントム)を天板の上に設置し正面および側面方向の最小限に抑える工夫をしたうえで測定を行ったなお位置決め画像を取得後各々のファントムの中心に同一角度で 3 回測定した際の変動係数は 5 未満であ CT Dose Profiler ver.2.0(rti Electronics 製)を配置しることを確認したまた X-CARE 未使用時の各角度の X-CARE を用いて各々のファントムをと同様の測定値に 5 程度の差が生じたのでこの違いは主に撮像条件で撮像しながら中心部の吸収線量率の時系列鉛筒の設置誤差によるものと考え 0 における入射線データを解析ソフト CT Dose Profile Analyzer ver. 4.0B 量の測定値を 1 として正規化し X-CARE 使用時にお (RTI Electronics 社製)を用いて取得した(Fig. 2) X- いて各々の角度における測定値の補正を行ったまた CARE を用いない場合についても同様に取得したま各角度の測定線量を合算して X-CARE 使用時未使た得られたグラフから X 線の入射方向を求め被写用時のそれぞれにおける照射線量の合算値を求めた体に対して入射方向が 0 における吸収線量から X ファントムサイズの違いによる照射線量の変 CARE の未使用時に対する使用時の吸収線量低減率を化の評価ノイズレベルを保持したまま体前面部の線量を低減させるために X-CARE は位置決め画像からサイズ求めた

1300 Fig. 3 Fig. 4 Dose output for each angle (interval of 15 ) with and without X-CARE, normalized by that without X-CARE. Fig. 5 Comparison of the dose output with cylindrical phantoms of different sizes.

4 1300 Fig. 3 Fig. 4 Dose output for each angle (interval of 15 ) with and without X-CARE, normalized by that without X-CARE. Fig. 5 Comparison of the dose output with cylindrical phantoms of different sizes. Locations for measuring SD values using elliptical phantoms. 1-4 画像ノイズ量測定画像ノイズ量の測定は画像上に設定した関心領域における CT 値の標準偏差(standard deviation: SD)値を用いて評価した CTDIvol は出力線量計測時の値(9.6 mgy)および CT-AEC 機構である CARE Dose 4D の線 10) 量決定指標である Quality reference mas を 140 に設定した場合の CTDIvol(楕円 Slim ファントム 5.6 mgy 楕円 Obese ファントム 14 mgy)になるよう CARE Dose 4D を適用せずに effective mas を調整しその他はと同一撮像条件で正面および側面方向の位置決め画像を取得後それぞれの楕円柱型ファントムポイントでは X-CARE 未使用時よりも高い線量とを X-CARE 使用未使用で撮像した表面から等距離なったで前後左右 8 カ所および斜め 4 カ所計 12 カ所に関大きさの違いによる照射線量の変化の評価心領域(region of interest: ROI)を置き個々の ROI の Fig. 5 に異なる大きさの円柱型ファントムを用いた SD 値を測定した(Fig. 3) なお Wilcoxon の t 検定を場合の X-CARE 使用時の照射線量を示す前面 120 使用して有意差検定を行った有意水準は 5 としたにおける平均出力線量低減率は Small で 44 Large で 46 であり大きさによって照射線量に大きな変化 2 結果は認められなかった 2-1 出力線量の評価照射線量の測定 X-CARE 使用時の照射線量の合算値は 1451 µc/kg 2-2 中心吸収線量率の評価 Fig. 6 にサイズの異なる楕円柱型ファントムの X- 未使用時では 1437 µc/kg であり X-CARE 使用時未 CARE 使用時未使用時における中心部の吸収線量率使用時で照射線量はほぼ等しくなったまた Fig. 4 を示すどちらのファントムにおいても X-CARE をに 15 間隔の照射線量を示すなお X-CARE 未使用使用した場合は未使用の場合よりも 0 からの照射で時における線量を 100 として正規化した X-CARE は吸収線量は低減し側面である 90 や背面であるは 60 から 60 の範囲(以下前面 120 )の出力線量 180 においては吸収線量が増加したその結果中心を 180 から 60 および 60 から 180 (以下その他吸収線量率は X-CARE 使用時で前方の線量が低減さ 240 )よりも低減させその他 240 の出力線量を X- れ後方の線量が増加したまた楕円柱型ファントム CARE 未使用時よりも増加させており前面 120 の範の 0 における中心吸収線量の X-CARE 使用未使用囲で線量はその他 240 より減少しているが 60 の時の低減率は Slim で 76.3 Obese で 76.9 であり日本放射線技術学会雑誌

5 1301 Fig. 6 Comparison of the dose output with elliptical phantom of a different size. Table Comparison of the SD values in the 12 regions of interest for different phantom sizes Region of frontal 120 degree SD value (HU) X-CARE ON X-CARE OFF Slim5.6 Slim9.6 Obese9.6 Obese14Slim5.6 Slim9.6 Obese9.6 Obese mean Region of other 240 degree mean Entire mean Table Fig. 7 Fig. 8 SD X-CARE ROI SD X-CARE Table 120 SD 240 SD Fig. 7 SD Fig. 8 X-CARE Matsubara 8 X-CARE X-CARE X-CARE CTDI vol X-CARE

6 1302 Fig. 7 Comparison of the SD values for different phantom sizes in the region of frontal 120 and other 240. Fig. 8 Comparison of the average SD values for different phantom sizes X-CARE X-CARE X-CARE X-CARE Fig. 6 X-CARE X-CARE 180 X-CARE X-CARE 120 SD 240 SD SD Matsubara 8 X-CARE X-CARE ROI SD SD X-CARE

7 1303 CT-AEC CT- AEC CT- AEC X-CARE X-Y Siemens CT-AEC X-CARE X-Y CT-AEC Z CT- AEC 24 No The 2007 Recommendations of the International Commission on Radiological Protection. ICRP publication 103. Ann ICRP 2007; 37(2-4): Charles M. UNSCEAR report 2000: sources and effects of ionizing radiation. United Nations Scientific Comittee on the Effects of Atomic Radiation. J Radiol Prot 2001; 21(1): , Valentin J. Managing patient dose in computed tomography. ICRP Publication 87. Ann ICRP 2000; 20(4): Clemons M, Loijens L, Goss P. Breast cancer risk following irradiation for Hodgkin s disease. Cancer Treat Rev 2000; 26 (4): Fricke BL, Donnelly LF, Frush DP, et al. In-plane bismuth breast shields for pediatric CT: effects on radiation dose and image quality using experimental and clinical data. AJR Am J Roentgenol 2003; 180(2): Wang J, Duan X, Christner JA, et al. Radiation dose reduction to the breast in thoracic CT: comparison of bismuth shielding, organ-based tube current modulation, and use of a globally decreased tube current. Med Phys 2011; 38(11): Matsubara K, Sugai M, Toyoda A, et al. Assessment of an organ-based tube current modulation in thoracic computed tomography. J Appl Clin Med Phys 2012; 13(2): Duan X, Wang J, Christner JA, et al. Dose reduction to anterior surfaces with organ-based tube-current modulation: evaluation of performance in a phantom study. AJR Am J Roentgenol 2011; 197(3): websites-context-root/wcm/idc/groups/public/@us/@imaging/ documents/download/mdaw/ndq2/~edisp/low_dose_care_ dose_4d pdf 11 Kalender WA, Wolf H, Suess C. Dose reduction in CT by anatomically adapted tube current modulation. II. Phantom measurements. Med Phys 1999; 26(11): Kalra MK, Maher MM, Toth TL, et al. Strategies for CT radiation dose optimization. Radiology 2004; 230(3): Kalra MK, Maher MM, Toth TL, et al. Techniques and applications of automatic tube current modulation for CT. Radiology 2004; 233(3): Funama Y, Awai K, Hatemura M, et al. Automatic tube current modulation technique for multidetector CT: is it effective with a 64-detector CT? Radiol Phys Technol 2008; 1(1): dual-source-ct/somatom-definition-flash/features

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