JP2020514776A - 放射線医学システムによって投与された放射線量を推定する方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、Ｘ線源と平面センサを備えた放射線医学システムによって投与された放射線量を推定する方法に関し、（ａ）患者のＸ線画像が、平面センサによって取得され、（ｂ）画素のグレーレベルが、Ｘ線画像の中心において決定され、（ｃ）カーマＫは、患者の入口において、前記グレーレベル、患者の曝露時間中にＸ線管内を通る電荷、Ｘ線ビームの軸に沿った患者の身体の厚さ、及びＸ線源と患者との距離から計算される。この放射線量を推定する方法は、投与された放射線量の誤差限界を大幅に低減できる。
【選択図】図２

Description

本発明は、一般に放射線医学の分野に関し、より詳細には放射線医学における放射線量測定の分野に関する。

患者が受ける放射線検査（従来のＸ線撮影、走査、インターベンショナルラジオロジ）の数の増大は、公衆衛生の大きな問題になっている。実際に、電離放射線の被爆は、物質中にエネルギーを蓄積させ、決定論的性質（例えば、放射線皮膚炎）又は確率的性質（例えば、癌）の深刻な結果をもたらしうる放射線生物効果を引き起こす。したがって、患者に投与されたエネルギーの放射線量の時間の経過による正確な評価と追跡を保証できることが重要である。

現在では、主に、放射線医学で投与された放射線量を推定する２つの解決策がある。第１の解決策は、Ｘ線管の出力において電離箱を介したプロダクトドーズサーフェス（ｐｒｏｄｕｃｔ ｄｏｓｅ ｓｕｒｆａｃｅ）即ちＰＤＳをこの電離箱の入力面の決定によって測定することである。しかしながら、この測定は、患者のモフォロジではなく管の物理的パラメータしか考慮しない。第２の解決策は、管の物理的パラメータと曝露ジオメトリに従って（患者の）入力における放射線量を計算することである。しかしながら、この計算は、一般に、きわめて不正確であり、患者のモフォロジを考慮せず、時間の経過によるジオメトリ（例えば、スキャン又はインターベンショナルラジオロジ）の変化を考慮できない。

最初の段階で基準放射線量測定マグニチュードが提示されなければならない。

一般に、放射線医学における放射線量の推定は、カーマ（Ｋｉｎｅｔｉｃ Ｅｎｅｒｇｙ Ｒｅｌｅａｓｅｄ ｐｅｒ ｕｎｉｔ Ｍａｓｓ）と呼ばれるビームの固有の放射線量測定マグニチュードを要求する。カーマは、次の式によって定義される。

ここで、ｄＥ_ｔｒは、質量ｄｍの物質体積内でＸ光子から荷電粒子（電子）に伝達された全エネルギー（運動エネルギーの形）である。カーマは、Ｊ．ｋｇ^−１．ｓ^−１で表されるか、等価的にＧｙ．ｓ^−１で表される。カーマは、一般に、２つの構成要素（衝突カーマ（Ｋ_ｃｏｌ）と放射カーマ（Ｋ_ｒａｄ））からなるが、放射線医学のＸ光子のエネルギー範囲では、放射カーマは衝突カーマに対して無視されうる。

従来の放射線医学において、空気中のカーマは、Ｘ線管の曝露パラメータを使って表現されうる。より正確には、所定の点Ｐにおける空気中のカーマＫ_ａｉｒ（Ｐ）は、使用される管の電荷ｍＡｓ（即ち、管内を通る電流の強さと曝露時間の積）と管内の電子の加速電圧（ｋＶ_ｐ）の二乗に比例する。更に、放射線源のコアにおける対象点の距離（ｄ_ＦＰ）の二乗と管のフィルタ係数（Ｆ）に反比例し、即ち次の式となる。

吸収された放射線量は、局所的に与えられた単位質量ｄｍ当たりのエネルギーを表す。これは次の式によって定義される。

ここで、ｄεは、放射線（直接又は間接）を質量ｄｍの物質要素に電離することによって与えられたエネルギーである。これは、Ｊ．ｋｇ^−１で表されるか、等価的にＧｙで表される。

前述されたように、カーマＫは、伝達されたエネルギーを表わし、吸収された放射線量Ｄは、吸収されたエネルギーを表す。一般に、エネルギーは、材料内の二次電子の移動により、与えられた位置で吸収されない。しかしながら、放射線医学の分野では、Ｘ光子Ｘは低エネルギー（エネルギー１５０ｋｅＶ未満）なので、材料内の浅い

導関数と呼ばれる特定数の放射線量測定マグニチュードが、基準放射線量測定マグニチュードから得られる。これは、詳細には、ｎＫ_ａｉｒとして示される空気中のカーマの標準化された流量である。このマグニチュードは、管の出力とも呼ばれ、管内を通る単位電荷当たりのカーマを表わし、したがって、次の式によって定義される。

ここで、ｎＫ_ａｉｒはＧｙ．（ｍＡｓ）^−１で表される。

線量測定マグニチュードとその関係の詳細な説明は、「Ｄｏｓｉｍｅｔｒｉｅ ｄｅｓ ｅｘｐｌｏｒａｔｉｏｎｓ ｄｉａｇｎｏｓｔｉｑｕｅｓ ｅｎ ｒａｄｉｏｌｏｇｉｅ」と題するＳｏｃｉｅｔｅ Ｆｒａｎｃａｉｓｅ ｄｅ Ｐｈｙｓｉｑｕｅ Ｍｅｄｉｃａｌｅ，ＳＦＰＭ ｎｏ．３０，Ｄｅｃｅｍｂｅｒ ２０１４の報告書に見られる。

文献では、放射線検査中に吸収された放射線量を推定する様々なタイプの線量計が検討されている。詳細には、特許文献１は、多重チャネル光電子増倍管に結合されたクロス光ファイバ網を使用してインターベンショナル放射線検査中の放射線量を測定することを提案している。しかしながら、この装置は、複雑かつ高価であり、患者に吸収された放射線量を正確に測定できない。

したがって、本発明の目的は、単純かつ安価で、患者によって吸収された放射線量を実質的に先行技術より少ない誤差限界で評価できることである。

仏国特許発明第２８４９６９７号明細書

課題を解決するための手段

本発明は、以下による、Ｘ線の放射線源とフラットプレートセンサとを備えた放射線医学システムによって患者に投与された放射線量を推定する方法によって定義される。

（ａ）患者のＸ線画像が、フラットプレートセンサを使って取得される。

（ｂ）Ｘ線ビームの軸と画像の交点に対応するＸ線画像の中心における画素のグレースケールＮＧが決定される。

（ｃ）患者の入力において、前記グレースケールＮＧ、患者の曝露時間中に放射線源のＸ線管内を通る電荷ｍＡｓ、Ｘ線ビームの軸に沿った患者の身体の厚さδ、及びＸ線の放射線源を患者から隔てる距離ｄ_ｉから、カーマＫ_ｅが計算される。

次に、患者の入力におけるカーマは、次の式を使用して計算されうる。

ここで、Ｂは、所定の後方散乱係数であり、ｄ_ｒｅｆは、線量測定較正が行われる基準距離であり、ａ，ｂ，ｃは、前記基準距離における空気中のカーマの流量の較正法則の係数であり、μは、水中のＸ線の減衰係数である。

有利には、第１の較正段階で、複数の管の電流量値及び／又は加速電圧及び／又は曝露時間に関して、一方で、絶対的線量計を使って前記基準距離ｄ_ｒｅｆにおける空気中のカーマの流量ｎＫ_ａｉｒが測定され、他方で、Ｘ線管内を通る電荷によって標準化されたＸ線画像の中心における画素のグレースケールが測定され、係数ａ，ｂ，ｃは、前記複数の値に対して関係ｎＫ_ａｉｒ＝ａ＋ｂｌｎ（ＮＧｎ−ｃ）を最も満たすものとして決定される。

第２の較正段階で、異なる厚さｘの水ファントムが、Ｘ線の放射線源とフラットプレートセンサの間に入れられ、これらの厚さのそれぞれついてＸ線画像の中心画素のグレースケールＮＧ（ｘ）が決定され、Ｘ線管内を通る電荷が同じ場合に、ファントムがない状態でこの画素のグレースケールＮＧｎ（０）が決定され、次に、異なる厚さの対数比

減衰係数が推定される。

代替によれば、ステップ（ｂ）の前に、照射がない状態で得られたＸ線画像を減算することによってＸ線画像からバックグラウンドノイズが除去されて、ノイズ除去Ｘ線画像が得られる。

更に、ステップ（ｂ）の前に、有利には、利得の変化が、フラットプレートセンサの均一照射の均一輝度のノイズ除去画像を得るように、前記前記ノイズ除去画像を使って画素ごとに修正される。

本発明の他の特徴及び利点は、添付図面を参照して本発明の好ましい実施形態を読むときに明らかになる。

本発明による線量測定方法の第１の較正段階における放射線医学システムの第１の構成を示す図である。 本発明による線量測定方法の第２の較正段階における放射線医学システムの第２の構成を示す図である。 本発明による線量測定方法における放射線医学システムの第３の構成を示す図である。 本発明の一実施形態による放射線医学システムの線量測定方法のフローチャートを示す図である。

本発明の根底にある目的は、Ｘ線画像の中心でグレースケールから患者に投与された放射線量を評価することである。Ｘ線画像の中心という用語は、Ｘ線ビームの軸と画像の平面の交点を意味する。

Ｘ線画像は、低エネルギーの入射Ｘ線を検出して空間と輝度の両方でサンプリング可能なフラットプレートセンサによって得られる。

直接変換フラットセンサと間接対話フラットセンサは区別される。直接変換フラットセンサは、光伝導材料（例えば、非晶質セレン）を使用して、入射Ｘ線をＴＦＴトランジスタアレイによって収集される電荷に直接変換する。間接対話フラットセンサは、シンチレータとフォトダイオード（アモルファスシリコンで作成された）アクティブアレイの連携を使用し、シンチレータはＸ光子を光学光子に変換し、アクティブアレイは光学光子を電荷に変換する。こうして生成された電荷は、直接変換センサと同じようにＴＦＴトランジスタアレイによって収集される。

撮像システムは、取得システムと関連付けられた低エネルギー放射線源（ｋｅＶ）とフラットプレートセンサからなる。放射線源とフラットプレートセンサは、２本のロボットアーム（図示せず）に取り付けられ、向かい合わせに配置されうる。

ロボットアームは、アイソセンタと呼ばれる固定点のまわりの回転（一般に３６０度）を実行できる。

取得システムは、フラットプレートセンサから生放射線画像、換言すると様々な画素の輝度の値を受け取る。最初に、画素ごとにフラットプレートセンサのオフセット不均一性の補正を行う。より正確には、これは、各画素から、ＤＦ（暗視野）輝度と呼ばれる照射のない状態で検出された輝度を減算する。換言すると、照射なしに得られたＸ線画像は、ノイズ除去画像を得るような方法で生放射線画像から減算される。次に、フラットプレートセンサが均一照射の場合にノイズ除去画像が均一輝度の画像になるように、検出アレイ内の増幅器のパラメータの変化による利得不均一性を画素ごとに補正する。

そのような取得システムと適用する利得補正は、先行技術で周知である。

本発明による線量測定方法は、図１Ａと図１Ｂに関して後述される事前の較正ステップを行なうことを想定する。

図１Ａは、線量測定方法の第１の較正段階における放射線医学システムの第１の構成を図示する。

Ｘ線の放射線源は１１０によって示され、フラットプレートセンサは１２０によって示された。放射線源とフラットプレートセンサは、ロボットアーム上に向かい合わせで取り付けられる。患者が処置中に横たわることができる台を１３０で示した。しかしながら、この台が必須ではなく、患者の位置決めを可能にする別のタイプの支持体と置き換えられうることを理解されよう。以下では、台が、第一近似でその影響を無視できるように、低エネルギーＸ線（ｋｅＶ）に対して低い減衰を有することが仮定される。

第１の較正段階において、測定値は、「ベアフレーム」（即ち、放射線源とフラットプレートセンサの間の減衰なしに）、換言すると、患者又は較正ファントムのない状態で得られる。

放射線源から基準距離ｄ_ｒｅｆで測定された空気中のカーマの流量は、次の形で表されうることが示されている。

ここで、ＮＧｎは、管内を通る電荷によって標準化された（取得システムによって供給された）Ｘ線画像の中心Ωにおける画素のグレースケールであり、即ち、次の式で表される。

ここで、ＮＧは、Ｘ線画像の中心におけるグレースケールである。

較正法則（５）内にある係数ａ，ｂ，ｃは、放射線医学システム（放射線源、フラットプレートセンサ）の特性だけに依存する定数である。

係数ａ，ｂ，ｃは、測定値と較正法則を表す曲線との間の二次誤差を最小にすることによって（曲線のあてはめ）、カーマ（ｎＫ_ａｉｒ）の様々な流量の標準化グレースケール（ＮＧｎ）の複数の測定値から計算される。カーマの様々な標準化された流量は、例えば、管の電流量、加速電圧及び／又は曝露時間を変化させることによって得られうる。

較正法則（５）が、Ｘ線画像のグレースケールを基準値で空気中で測定されたカーマの流量と結びつけることを可能にすることを理解されたい。

基準距離におけるカーマの流量の測定は、例えば、一次較正から恩恵を受けたＰＴＷ社から提供されるＮＯＭＥＸ^ＴＭキットなどの放射線量測定装置によって行われうる。

図１Ｂは、線量測定方法の第２の較正ステップにおける放射線医学システムの第２の構成を図示する。

この第２の構成は、放射線源とフラットプレートセンサの間の水ファントム１５０の介在によって第１の較正と区別され、放射線医学システムの他の要素は同一のままである。

ｘが、ビームの軸でのファントムの厚さを示す場合、水ファントムの通過後にＸ線画像の中心でフラットプレートセンサに達するビームの輝度Ｉ（ｘ）は、次の式によって与えられる。

ここで、μは、水中のビームの減衰係数であり、Ｉ_０は、ベアフレームのＸ線画像の中心におけるビームの輝度である（ファントムがない状態）。これは、次の式から推定されうる。

ここで、ＮＧｎ（ｘ）とＮＧｎ（０）はそれぞれ、水ファントムが存在する状態とベアフレームにおけるＸ線画像の中心Ωにおける画素の標準化グレースケールである。

異なる厚さｘの水ファントムを使用し、これらの厚さが異なる場合の対数比

いは、Ｘ線管内を通る同じ電荷のグレースケールＮＧ（ｘ）及びＮＧ（０）を測定する条件で

図１Ｃは、本発明による線量測定方法の一実施形態による、患者に投与された放射線量の測定中の放射線医学システムの第３の構成を図示する。

第３の構成は、Ｘ線放射線源とフラットプレートセンサの間に水ファントムの代わりに患者１７０が配置されたという違いを除き、第２の構成と同一である。

人体が実質的に水で構成されているので、患者内のＸ線の減衰係数が第２の較正ステップで得られた減衰係数μと等しいことを第一近似と見なしうる。

患者のＸ線画像の中心Ωにおける画素のグレースケールから、基準距離で測定された空気中のカーマの流量を、次の式によって決定できる。

ここで、ＮＧｎ（δ）は、対象画素の標準化グレースケールであり、δは、ビームの軸での患者の身体の厚さである。

したがって、放射線源から基準距離での空気中のカーマは、次の式によって与えられる。

ここで、ｍＡｓは、曝露時間中に管内を通る電荷である。この電荷から、ビームの軸上の患者の身体と台の接点Ｐ_ｉにおけるカーマＫ_ｉを推定できる。ｄ_ｉが、Ｘ線の放射線源と接点Ｐ_ｉとの距離を示す場合、関係（２）により、次の関係がある。

患者の入力におけるカーマ（即ち、患者に投与された放射線量）は、従来の放射線医学の線量測定マグニチュードである。これは、患者の表面に入射ビームによって投与された放射線量Ｋ_ｉを考慮するが、患者の表面に後方散乱放射線によって投与された放射線量も考慮する。一般に、患者の入力におけるカーマＫ_ｅが、入射ビームによるカーマと後方散乱係数Ｂの積であることが認められる。

最終的に、患者の入力におけるカーマは、以下の形で表されうる。

係数ａ，ｂ，ｃが第１の較正段階によって得られ、減衰係数が第２の較正段階によって得られることに注意されたい。管内を通る電荷ｍＡｓは、管内を通る電流量と曝露時間の積として与えられる。

厚さδは、患者の肥満を使って評価されうる。あるいは、フラットプレートセンサに組み込まれた距離測定装置（超音波又はＩＲ光センサを備えた）によって評価されうる。この場合、ｄ_ＳＤが、放射線源と検出器（フラットプレートセンサ）との距離を示し、ｚが、ビームの軸による、フラットプレートセンサと対象装置によって測定された患者の身体との距離を示す場合は、単純に次の式となる。

後方散乱係数は、一般に、平均基準値に設定される（典型的に、Ｂが約１．３５となるように選択される）か、所定のビーム品質のモンテカロルシミュレーションによつて得られた表から得られる。

Ｘ線画像の中心における画素のグレースケールＮＧは、フラットプレートセンサによって供給されるか、後者が存在するときは取得システムによって供給される。

図２は、本発明の一実施形態による放射線医学システムの線量測定方法のフローチャートを図示する。

ステップ２１０〜２２５は、厳密に言うと較正段階であり、厳密に言うと放射線量測定前に実行される。

２１０で、ベアフレームシステムの構成において、加速電圧及び／又は異なる曝露時間のＸ線画像の中心Ωにおける画素のグレースケール測定値（管の電流量値が異なる場合）が取得され、それから対応する標準化グレースケールｎＮＧが推定される。

相関的に、絶対線量計を使って、空気中のカーマが、Ｘ線の放射線源から基準距離

ステップ２１５で、ｎＫ_ａｉｒとｎＮＧの測定値から較正法則（５）の係数が推定される。

ステップ２２０で、放射線医学システムの第２の構成により、Ｘ線の放射線源とフラットプレートセンサの間に挟まれた異なる厚さｘの水ファントムのＸ線画像の中心Ωにおける画素の標準化されたグレースケールＮＧｎが測定される。

ステップ２２５で、前の測定値ＮＧｎから、放射線源によって放射されたＸ線の水中の減衰係数μが推定される。

以下で、患者が、放射線源とフラットプレートセンサの間に入れられる。

ステップ２３０で、ビームの軸に沿った放射線源から患者までの距離ｄ_ｉが測定される。

ステップ２４０で、ビームの軸に沿った患者から厚さδが推定されるか測定される。

最後に、ステップ２５０で、患者に投与された放射線量が、式（１３）によって、Ｘ線画像の中心における画素のグレースケールＮＧから推定される。

グレースケールＮＧを使用して測定された放射線量が実際の値にきわめて近く、一般に先行技術の線量測定方法の場合に見られる誤差限界（３０％）より実質的に少ない、せいぜい約５％〜１０％の誤差限界であることが分かった。

Claims (6)

1. Ｘ線の放射線源とフラットプレートセンサを備えた放射線医学システムによって患者に投与された放射線量を推定する方法であって、
   （ａ）前記患者のＸ線画像が、前記フラットプレートセンサを使用して取得され、
   （ｂ）前記画像と前記Ｘ線ビームの軸の交点に対応する前記Ｘ線画像の中心における前記画素のグレースケールＮＧが決定され、
   （ｃ）前記グレースケールＮＧ、前記患者の曝露時間中に前記放射線源のＸ線管内を通る電荷ｍＡｓ、前記Ｘ線ビームの軸に沿った前記患者の身体の厚さδ、及び前記Ｘ線放射線源を前記患者から隔てる距離ｄ_ｉから、カーマＫ_ｅが計算されることを特徴とする、方法。
2. 前記患者の入力における前記カーマが、次の式を使用して計算され、
   

   

   ここで、Ｂが、所定の後方散乱係数であり、ｄ_ｒｅｆが、線量測定較正が行われる基準距離であり、ａ，ｂ，ｃが、前記基準距離における空気中のカーマの流量の較正法則の係数であり、μが、水中のＸ線の減衰係数である、請求項１に記載の患者に投与された放射線量を推定する方法。
3. 第１の較正段階中に、複数の前記管の電流量値及び／又は加速電圧及び／又は前記曝露時間に関して、一方で、絶対線量計を使って前記基準距離ｄ_ｒｅｆにおける前記空気中の前記カーマの流量ｎＫ_ａｉｒが測定され、他方で、前記Ｘ線管内を通る前記電荷によって標準化された前記Ｘ線画像の中心における前記画素の前記グレースケールが測定され、前記係数ａ，ｂ，ｃが、前記複数の値の関係ｎＫ_ａｉｒ＝ａ＋ｂｌｎ（ＮＧｎ−ｃ）を最も満たすものとして決定される、請求項２に記載の患者に投与された放射線量を推定する方法。
4. 第２の較正段階で、異なる厚さｘの水ファントムが、前記Ｘ線放射線源と前記フラットプレートセンサの間に挟まれ、これらの厚さのそれぞれについて、前記Ｘ線画像の前記中心画素の前記グレースケールＮＧ（ｘ）が決定され、同様に、前記Ｘ線管内を通る電荷が同じ場合に、ファントムがない状態でこの画素のグレースケールＮＧｎ（０）が決
   

   

   、そこからこれらの対数比上の線形回帰によって推定される、請求項２又は３に記載の放射線量を推定する方法。
5. 前記ステップ（ｂ）の前に、バックグラウンドノイズが、照射のない状態で取得されたＸ線画像を減算することによって前記Ｘ線画像から除去されて、ノイズ除去画像が得られる、請求項１〜４のいずれか１つに記載の放射線量を推定する方法。
6. 前記ステップ（ｂ）の前に、前記フラットプレートセンサが均一照射の場合にノイズ除去画像が均一輝度になるように、前記利得の変化が、前記ノイズ除去画像から画素ごとに修正された、請求項５に記載の放射線量を推定する方法。

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