JIS Z 4751-2-44:2018 医用電気機器―第２－４４部：Ｘ線ＣＴ装置の基礎安全及び基本性能に関する個別要求事項 | ページ 11

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Z 4751-2-44 : 2018 (IEC 60601-2-44 : 2009,Amd.1 : 2012,Amd.2 : 2016)
                            表CC.1−ファントム長によるCTDIの比率
       ファントム長       CTDI100,c/CTDI∞,c   CTDI100,p/CTDI∞,p     CTDIw,c/CTDIw,∞
     長(≧300 mm)a)           61 %                   84 %                    76 %
      短(150 mm)b)            59 %                   82 %                    75 %
   注a) 長いファントムの中心及び周辺の場合,百分率は(参考文献[25])に報告されている結果の平均である。
          CTDIw/CTDIw,∞は,(1/3)CTDI100,c/CTDI∞,c+(2/3)CTDI100,p/CTDI∞,pとして近似される。
      b) 短いファントムの場合,百分率は長いファントムに対する予測値及び補正係数0.98の積として近似され
        る。この補正係数は,10 mmのビーム幅におけるモンテカルロ・シミュレーションで計算した結果から
        推測され,100 mmまでのビーム幅に対して,ほぼ一定である。この補正係数は,150 mm長のファント
        ムに対する中央部分100 mmに対応する線量分布の積算を3 mの長いファントムに対する中央部分100
        mmに対応する線量分布の積算で除した比率である。
CC.4 CTDIファントムとは異なる対象物の大きさに対応する線量を推定するためのCTDIvolの利用
  CTDIvolは,基準ファントムと比較して患者の体格とは差異があるなどの多くの理由によって患者線量で
はない(参考文献[23])。
  この体格との不一致に対処する一つの方法が,提案されている(参考文献[24])。

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                                         附属書DD
                                          (参考)
                                     CTDIfree airの測定
  自由空気中で測定されるCTDIは,CT装置のX線ビーム特性を理解するのに有用である。
  散乱媒体がないため,これらの測定(CTDIfree airの測定)は,X線ビーム制限幅,X線管の線量効果を
定量化,オーバービーミング及び半影の影響,固有ろ過,及び中央線のろ過を通して放射するX線ビーム
の出力を特徴付けている。
  CTDIfree airを測定するためには,X線照射野の全範囲にわたりz軸に沿って線量プロファイルを積分する
必要がある。全体のz範囲を捕捉することを確実にするために,積分長(L)は,公称ビーム幅より少なく
とも40 mm長いことが望ましい。
  CTDIfree airを測定する一つの方法は,CT装置の回転軸に沿って配置し,全体の積分長さを網羅するため
に患者支持器(天板)を用いてアイソセンタ(回転中心)を通過して(段階的に)移動する放射線検出器
を用いることである。
    注記1 線量プロファイルは,IEC 61674を満たす放射線検出器(例えばヘリカルスキャンプロトコ
            ルを用いてアイソセンタ(回転中心)を移動する感度が均一な点線量計)を用いて測定でき
            る(参考文献[16])。
    注記2 電離箱を物差し又はプラスチック丸棒のような長い,減衰がほんの僅かな補助具に取り付け
            る。
a) 電離箱を付けた補助具を,患者支持器(天板)と一緒に動くようにおもり付きの台又は他の手段を用
    いて患者支持器(天板)に取り付ける。測定中に患者支持器(天板)が一次X線と相互作用しないよ
    うに,電離箱の有効感度の長さが,患者支持器(天板)の端を越えて積分長の半分(L/2)より確実に
    長く延びているようにする。
b) 電離箱の中心がCT装置のアイソセンタ(回転中心)に位置すること,及び電離箱がCT装置のz軸
    に沿っていることを確認して,患者支持器(天板)の位置を0に設定する。
c) 患者支持器(天板)を用いて,z軸上で逆方向に電離箱を次のX mmまで動かす。
                             L  W
                         X
                               2
                      ここに,     L :  積分長(mm)
                                  W :  電離箱の有効感度長(mm)
d) 指定したスキャン条件でアキシャルスキャンを実行し,線量値を記録する。
e) 電離箱の有効感度長(W)でz軸上の順方向に患者支持器(天板)を進める。
f)  全体の積分長を網羅するまで,次のYで表す照射回数分d)及びe)の作業を繰り返す。
                                  L
                        Y  trunc      1
                                 W
                      ここに,     L :  積分長(mm)
                                  W :  電離箱の有効感度長(mm)
g) 指定したスキャン条件でのCTDIfree airを計算するため,Y回分の線量値を合計する。
    注記3 CTDIfree airのより正確な推定値は,電離箱の有効感度長に比べて極度に短い移動距離をとる
            か又はX線が通る電離箱を均一に移動することによって得ることができる。

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  IAEAは,この方法の実用的な記述を含んだ報告書を発行している。

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                                        附属書JAA
                                          (参考)
                         剰余放射線に対する防護の評価位置
JAA.1 図JAA.1に,剰余放射線に対する防護の評価位置を示す。
A及びB : スライス面上で架台に最も近い水平に位置する場所
O : 回転中心
Ar及びBr : 患者指示器上の回転軸で回転中心から同じ距離の位置
                           図JAA.1−剰余放射線に対する防護の評価位置

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Z 4751-2-44 : 2018 (IEC 60601-2-44 : 2009,Amd.1 : 2012,Amd.2 : 2016)
                                          参考文献
[1] IEC 60364-7-710:2002,Electrical installations of buildings−Part 7-710: Requirements for special installations
        or locations−Medical locations
[2] IEC 60417,Graphical symbols for use on equipment
[3] IEC/TR 60513:1994,Fundamental aspects of safety standards for medical electrical equipment
[4] JIS Z 4751-2-7:2008 診断用X線高電圧装置−安全
      注記 対応国際規格 : IEC 60601-2-7:1998,Medical electrical equipment−Part 2-7: Particular
            requirements for the safety of high-voltage generators of diagnostic X-ray generators
[5] IEC 60601-2-32:1994,Medical electrical equipment−Part 2: Particular requirements for the safety of
        associated equipment of X-ray equipment
[6] JIS T 60613:2013 診断用X線管装置の負荷特性
      注記 対応国際規格 : IEC 60613:2010,Electrical and loading characteristics of X-ray tube assemblies for
            medical diagnosis
[7] ISO 497:1973,Guide to the choice of series of preferred numbers and of series containing more rounded values
        of preferred numbers
[8] ISO 7000:2004,Graphical symbols for use on equipment−Index and synopsis
[9] US FDA 21CFR 1020.33,Computed tomography (CT)   quipment
[10] EUR 16262 EN:2000,European Guidelines on Quality Criteria for Computed Tomography
[11] ICRU Report 47:1992,Measurement of Dose Equivalents from External Photon and Electron Radiations
[12] ICRP Publication 103 国際放射線防護委員会の2007年勧告,公益社団法人日本アイソトープ協会
      注記 対応国際勧告 : ICRP Publication 103: The 2007 Recommendations of the International Commission
            on Radiological Protection (Annals of the ICRP Vol. 37,No. 2-4,Elsevier,Feb 2008)
[13] NRPB-R249:1991,Survey of CT Practice in the UK. Part 2: Dosimetric Aspects,p. 12
[14] SHOPE,Thomas B.,GAGNE,Robert M.,and JOHNSON,Gordon C. A method for describing the doses
        delivered by transmission x-ray computed tomography. Medical Physics,July/August 1981,Vol. 8,No. 4,
        pp. 488-495
        NOTE In the paper by Shope,Gagne,and Johnson,CTDI∞ is referred to simply as the “computed tomography dose
        index” and is abbreviated by the letter “C.”
[15] DIXON,Robert L. A new look at CT dose measurement: Beyond CTDI. Medical Physics,June 2003,Vol. 30,
        No. 6,pp. 1272-1280
[16] AAPM Report No. 111,Comprehensive Methodology for the Evaluation of Radiation Dose in X-Ray Computed
        Tomography,American      Association of  Physicists in  Medicine,February    2010,
        http://www.aapm.org/pubs/reports/RPT111.pdf).
        NOTE In AAPM Report No. 111,CTDI∞ is referred to as the “equilibrium dose-pitch product,”
[17] BOONE,John M. The trouble with CTDI100. Medical Physics,April 2007,Vol. 34,No. 4,pp. 1364-1371
[18] DIXON, Robert L., MUNLEY, Michael T. and BAYRAM, Ersin. An improved analytical model for CT
        dose simulation with a new look at the theory of CT dose. Medical Physics,December 2005,Vol. 32,No.
        12,pp. 3712-3728

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