Japanese Sooiety Society of Radiological Radiologioal Teohnology Technology(JSRT) (JSRT } 名古屋大学医学部保健学科 小山 修司 1. はじめに 放射線検査については どのモダリティについて を想定したファントム

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1 名古屋大学医学部保健学科 小山 修司 1. はじめに 放射線検査については どのモダリティについて を想定したファントム ) が受ける被曝線量となるのか について解説する 通常 1 回の検査は 1 スキャン も画質と被曝が天秤にかけられて論ぜられる この で終わることはなく 数十回のスキャンによって行わ 議論は重要で 常にこれを念頭に臨床の場に就か れる このとき ガントリ内部での線量プロファイルを れている会員諸氏も少なくないと思う ただ IVR な どを除けば 確定的影響が現れる状況はおおむね 考えると 体軸方向にスライス厚で規定されるビーム 幅に応じ 矩形の線量プロファイルが形成されるは 無く それが故に まず画質があっ てその次に被曝 ずである しかし 実際には人体が存在することによ 低減という序列になってきたことは否めないと思う り矩形の線量プロファイル の形が崩れ 山形の線量 かって IAEA から出されたガイダンスレベルは 実 際に各施設で行っている X 線検査での撮影条件で プロファイルとなるであろう 検査においては このよ うに形成されている線量プロファイルの中を 人体内 患者が受ける吸収線量の標準的な値を記述したも の 1 点が通過する すなわち 線量プロファイル で示 のであっ た その後 出てきた被曝線量低減目標値 される線量をすべて吸収していくことになる この過 や診断参考レベル (reference doselevel) なども同じ 考え方である なにかの障害を想定し それを究極 に避けるための値を設定し さらにそれを基準に撮 程を 長尺の検出器で 1 スキャンで測定しようという のが CTDI の原理ということになる CTDI の考え方は 本来の患者被曝線量評価に 影条件が決められるという状況は いまのところは無 おいて 理論的であり 種々 のファントム 測定器を いであろう 本報告でも 前者の立場で ガイドライ 用いて測定することが可能であるが これに共通性 ンにおける X 線 CT の被曝につ いて論ずるとともに をもたせるために モデルの単純化 標準化を行っ 被曝評価の方法やそれらの意味付けを明らかにし ていこうと思う た指標が派生的に作られている これについては 次節で解説するが 統一された方法で測定された CTDI が 多くのガイドラインに採用され 使用されて 2.CTDI の評価方法の解説 おり 今回のガイドラインの中でも これを用いること 現在 X 線 CT で標準的に使用されている線量評 で良いと考える 価の方法は CTDI (Computed To 皿 ography Dose ただし 注意すべ き点は CTDI は通常のスキャン Index) とよばれる線量指標を用いたものである これ は 人体もしくはファントムの各位置での 1 点の吸収 に対応したものであり 寝台を固定してスキャンする ような状況 ( 部位を特定しての高分解能撮影 ダイ 線量をもっ て表す 具体的には ファントム中に 検 ナミック撮影 ) には対応しないということである 出部が軸方向に長い検出器を挿入し 対象のス キャ ン条件で照射を行い 1 スキャンあたりの測定値を用 3,CTDI, DLP, 実効線量の関係 いて評価する方法である 上記測定が なぜ CT 検査で患者 ( あるいはそれ CTDI の概念は 患者被曝線量を想定したもので あるが これを本来の指標として 装置の性能比較 36

2 や撮影条件の検討に用いるためには モデルの単 (cm ) を乗じたものである DLP により 例えば 同じ 純化 標準化が必要であることはさきに述べ た通りで 腹部の検査でも 肝臓だけか腹部全体を対象とする ある そこで CTDI の原理をもとにより指標たるべく のかという違い による患者被曝の違いを表現するこ 派生してきたものについて順を追って解説する そ とができる 欧米の文献で DLP が容積線量を表す の前に まず 評価される値の単位をすべてファント ような表記を見かけることがあるが 実際には 1 点の ム中の空気カーマ ( 空気吸収線量 ) とする これは 線量に 1 次元の長さの 単位が乗じられているだけな 後で述べる CTDIvo1 が 空気カーマで定義されてい ることによる 派生してきた指標には CTDIIOO CTDIW ので 正確には容積線量ではないが 容積線量に 比例する指標であることには間違いない CTDI や DLP は 患者被曝線量を意識しつつも モ nctdiw CTDIvol などがある CTDIIOO は 体軸上 デル の単純化 標準化のために 実際の患者の臓 の山形の線量プロファイルをその中央部分 10cm に 器 組織が受ける線量とは少し異なっ たものを表示し 限って測定した線量を表す CTDIW は 頭部を想定した直径 16cm もしくは腹部を想定した直径 32cm 軸方向の長さが 15Gm 程度のアクリル樹脂製円筒形 ファントムの 中心の CTDIlOO ( これを CTDIIOO, c と表 す ) の 113 と 表面から lcm 内側で 0 時 3 時 6 時 9 時 ている おそらく 我々の一番知りたいのは 検査に よって各臓器組織がどれだけの線量を吸収し そ れによりどんな影響があるのか ということではない かと思う ICRP (lnternational Corn 皿 ission on Radiological 方向の 4 箇所の CTDI ( これを CTDIIOO,p と表す ) の平 Protection) は放射線防護の 立場から 放射線影響 均値の 213 を加算したものである このように 荷重平 を考えたとき重要となる臓器 組織の等価線量 およ 均することにより CTDIW は 断面上の点の平均的な び全身へ の影響を考慮した実効線量という概念を 線量 ( 空気カーマ ) を表すことになる nctdiw 導入している 等価線量 (Sv) は 各臓器 組織ごと (normalized CTDIW ) は CTDIW を mas 値で除した の吸収線量 (Gy) に放射線の種類やエ ネルギーに ものである 応じた係数 ( 放射線荷重係数 ) を乗ずることによっ て CTDIvo1 ( volumetric CT Dose index ) は CTDIW を 求められる X 線の場合は エ ネルギーの大小に関 ビームピッチで除したもので これにより 本来 照射中に1 点が吸収する線量を評価することが可能となる 簡単な例を挙げると ビームピッチが0.5 すなわち 1!2 の場合 体軸上の 1 点が受ける線量は オー わらず この係数は 1となる すなわちGy からSv にそのまま置き換えることができる さらに ある被曝において各臓器 組織が受けた等価線量に 組織荷重係数を乗じ積算することによって実効線量 (Sv) とし バーラップした照射により 2 倍となる したがって さ て一つ の代表値を得ることができる この 組織荷重 きに得られている CTDIW をビームピッチ 1/2 で除すこ 係数は それぞれの臓器 組織の放射線影響の割 とにより 1 スキャンで受ける線量の 2 倍となり 実際に 受けることになる線量が評価できるわけである 合を加味して決められたもので 現在使用されてい る ICRP Publication60 のものから 近々に発行される 次に DLP (Dose Length Preduct) につ いて解説す 新勧告 で少し変更が加えられている ( 表 1) 実効 る これは 用語を意訳して 線積分線量 とすること ができるであろう これに似た用語として Dose Area 線量は 本来は全身被曝した場合の評価法として 考えられたものであるが 医療被曝のように 撮影部 Product と言うのがあるが これは面積線量計で測定 位やモダリティの異なる場合でも加算したり比較した された測定値で 単位面積あたりの線量に面積が乗 ぜられた次元での線量値を表す DLP は さきの CTDIvol に 1 回の検査で撮影する体軸方向の幅 りできる点で有用性がある ところで 臓器 組織線量 ( あるいは等価線量 ) や実効線量は 防護量 1 と呼ばれ 本来 実測 37

3 表 1 組織荷重係数 4. 線量におけるガイドライン 臓器 組織 T 赤色骨髄 結腸 肺 胃 乳房生殖腺 膀胱 肝臓 食道 甲状腺皮膚 骨表面脳唾腋腺 ICRP60 WT O.05 O.20 O.05 0.OlO.01 新勧告 WT O.080,040 X 線 CT における被曝線量のガイドラインは 古くは IAEA ガイダンスレベルから始まり 日本放射線技師 会の線量低減目標値や欧米の reference など年を追っ dose Ieve1 て新しいものが出てきている 1 4 ) 評価 法も CTDI100, c のみから CTDIw となり 現在では CTDIvo1 が使われている これらの最近のものを一 部抜粋して表 3 に示す 今のところ European Commission の reference doselevell> を基準に 各国 で調査されたものが比較されている 5) が このときは シングルスライス CT が主流で CTDIW での基準しか その他 合計 ( 10 種 ) 一 1,0.12 ( 13 種 ) LO 示されていない マルチスライス CT を対象として CTDIvol で示されているもの が 2005 年に出ている できない あるいは実測困難な量として位置づけら れている X 線 CT 検査による臓器 組織線量や実効 英国のガイドラインで これは 1 つ あろう の参考値となるで 線量はどのように考えたら良いであろうか ここで 冒頭にも述べ たように 今回のガイドラインでも 多 考えられている 1 つ の方法として 代表的な X 線 CT くの施設で実際に行われてい る撮影条件での線量 装置につ いて 何らかの方法で測定あるいは計算さ が 1 つ の指標になるであろうから これらを参考に日 れた臓器 組織線量を用いて計算された実効線量と その X 線 CT 装置で測定された CTDIw もしくは DLP と 本の実情 ( 求められる画質 日本人の体格 ) に合っ たものを採用していく必要があるであろう の比を求め これを変換係数として使用する考え方 がある これも 近々に発行される MDCT に関する ICRP 刊行物に示されている ( 表 2) この刊行物の中にも記されているが 実効線量の 5, 胸部 GT の被曝線量 これまでに 実測が困難である評価方法として臓 器 組織線量 ( 等価線量 ) 実効線量を解説したが 使用につ いては注意が必要で 装置や撮影条件の 我々の研究グループでは 日本人標準男性を型 違いを比較するためなどに用いるのは良いが これ 取った人体型ファントムとその中に半導体線量計を を用いてリスク計算などすべきではないとされてい 配置した臓器線量計測システムを用いてこれらの実 る 測を行っ ている X 線 CT の測定値の中で 今回のガ 表 2 実効線量への変換係数 (k 値 :European Cornmission,2000 ; Geleijnset al 1994 ) 撮影部位頭部頸部胸部腹部骨盤 K 値 ( msv mgy 1 cm 1) Ol7 0,015 0 Ol9 イドラインに関係するデータをいくつ か供覧する ( 表 4) 本来であれば ガイドラインで示された撮影条件 での臓器線量を提供したいところであるが 装置仕 様などで合わせることが困難であった ここでは 各装置で標準的に胸部撮影を行う撮影条件でのデー タを示した いずれのデータも 16 列の装置で電流変 調を使用したものである 表中の臓器 組織線量が 実測値であり 実効線量はそれらから計算した 効線量は ICRP60 の組織荷重係数で計算したもの 実 に加え 新勧告による計算値も示した 表中に表 38

4 表 3 ガイドラインとして示されている数値 引用頭部胸部腹部 ICRP87 参考線量 (CEC,1999 :EUR16262 ) 60mGy ( CTDIw ) 30mGy ( CTDIw ) 35mGy (CTDIw ) 日本放射線技師会被曝低減目標値 mGy (CTDIv L) 20mGy (CTDIv 1) NRPB W67 (2005) 55mGy (SSCT :CTDI 1) 10mGy (SSCT :CTDIv 1) 13mGy(SSCT :CTD 正 v 1 ) 65mGy ( MSCT :CTD 鳥 1) 13mGy (MSCT :CTDI. L) 14mGy (MSCT :CTDL i) 表 4 胸部 CT 通常撮影条件での臓器線量と実効線量 ( 16 列, 電流変調十 ) 装 置 管電圧 [kv] 管電流 [ mh ] 実効 mas [mas ] 回転時間 [s /rot. ] ビーム幅 ピッチ スキャン幅 [mm ] 臓器 組織 A ,370.75mm 16 L B (Ave. : SDIQ) 0.51, C [mgy ] [ mgy ] 匚 mgy ] 甲状腺肺乳房食道肝臓胃腎臓結腸卵巣膀胱精巣骨表面赤色骨髄皮膚 , , ,09,81.30, その他 ( 男 / 女 ),5/8,3.8/6,8 その他新 ( 男 / 女 ) 10.9 / / 8.7 実効線量 ( 男 / 女 ) 8,6 皿 Sv/8,6mSv 7.4mSv / 7.3mSv 実効線量新 ( 男 / 女 ) 9,9mSv/9.9mSv 8.3mSv/8.3mSv CTDIvol [mgy ] ヲ 651 DLP[mGy cm ] G G/ / mSv / 6.3mSv 7.4mSv/7.4mSv 記された CTDIW と DLP は 上記撮影条件を設定し 線量を求め 実測値から求めた実効線量と比較する たときに装置コンソール上に表示されたもので 我々が実測したものではない B 装置の CTDIW が と その違いは 2% 程度から 30% 程度まで開きがある ことがわかる オーダーとしては大きな違いはないが 比較的大きくDLP がほかとあまり変わらないことを考えるとコンソール表示のための計算に問題があるかもしれない ここでの DLP と表 2 の k 値を乗算し実効 この程度の違いを含んでいることは知っ すべ きである た上で使用 39

5 6. おわりにガイドラインを考える上で必要となるX 線 CT の被曝線量評価法について解説を行った ガイドラインの策定の際 診断参考レベルや線量低減目標値としても採用され 世界的にデータが提示されている CTDIvol とDLP を用いた評価法が採用されると良いと考える 基準については 我が国の実情に合わせたものを策定していく必要がある また ほかのモダリティとの線量比較をする場合に DLP から変換係数を用いて計算された実効線量を使用する方法についても述べた 現状では 撮影の方法や被曝低 文献 1.European guidelmes on quality criteria f()r computed tomography.reporteur 16262,Brussels, Belgium,European Commission,(1999 ). 2.ICRP Publication87.CT における患者線量の管理日本アイソトープ協会. 丸善,(2004), 3.S pton PC,HillierMC,Lewis MA,Dunn M : Dose 丘 om computed tomography (CT ) Examinations in the UK 一 2003 Review.Document NRPB W67, Chilton, England, NationalRadiologicalProtection Board,(2005 ). 減に関与する様々な技術の 開発などが急速に進展 4. 放射線診療における線量低減目標値一医療被ば している状況であり これらの動向を見据えた上で被 曝線量を低く押さえる撮影条件のガイドラインを作成 していく必要があるであろう くガイドライン 日本放射線技師会誌, 53 ( 11 ), ,(2000 ). 5.Tsapaki V,Ndrich JE,Shamla R et al : Dose reduction in CT while mainta 血 ing diagnostic confidence : Diagnosticreference levelsat routile head, chest, and abdominal CTLIAEA coerdinated research project.radiology 240,( 3 ),828 34, (2006 ). 40

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