Effektive Dosis

Organdosis leicht bestimmt
Dieter Gosch
Klinik für Diagnostische und
Interventionelle Radiologie
Universität Leipzig
1

Gliederung
1) Dosisbegriffe
- Energiedosis, Kerma
- Organdosis, effektive Dosis
- ED, OD, DFP
- CTDI, DLP
2) Organdosisbestimmung
- Patientenmessungen
- Phantommessungen
- Berechnung mittels Gewebe-Luft-Verhältnis
- Berechnung mittels Tiefendosiswerten
- Berechnung mittels Konversionsfaktoren
3) Ermittlung der effektiven Dosis
- aus dem DFP
- aus dem DLP
2

Warum Organdosisbestimmung
‣ Quantifizierung der biologischen Wirkung
ionisierender Strahlung
‣ Abschätzung stochastischer Strahlenrisiken
(z.B. Brustkrebsrisiko bei Mammascreening)
‣ Risiken pränataler Strahlenexposition
(Uterusdosisbestimmung)
‣ Vermeidung deterministischer Strahlenschäden
(z.B. Haut- und Augenlinsendosisbestimmung bei
Interventionen)
‣ Vergleich unterschiedlicher diagnostischer
Verfahren hinsichtlich der Strahlenexposition
(z.B. 3D-Rotationsangiographie und CT)
3

D =
dW
Energiedosis D:
Einheit: Gray (1 Gy = 1 J/kg)
dm
(1 Gy = 100 rad)
Absorption (Energieeintrag) ist materialabhängig
Weichteilgewebe entspricht annähernd Wasser
Wasser-Energiedosis D w :
D =
w
dW
dm
w
w
Einheit: Gray (1 Gy = 1 J/kg)
4

Kerma K:
‣Kinetic Energy Released per Unit Mass
‣Summe der kinetischen Anfangsenergien der
Sekundärelektronen pro Masse
‣ Einheit: Gy = J/kg
‣ Name des Bezugsmaterials notwendig, z.B.
Luftkerma, Wasserkerma
5

Organ-Äquivalentdosis
H T
H = ∑ w ⋅ D
,
T
R
R
T
R
Einheit: Sievert (1 Sv = 1 J/kg)
D T,R
w R
- Energiedosis von Organ/Gewebe T durch die
Strahlenart R (im Organ absorbierte Energie
pro Organmasse)
- Strahlungswichtungsfaktoren
berücksichtigen unterschiedliche radiobiologische
Wirkungen verschiedener Strahlenarten
und –energien
6

Effektive Dosis E
Einheit: Sv
H T
w T
- Organ-Äquivalentdosis
- Gewebewichtungsfaktoren
berücksichtigen unterschiedliche Beiträge einzelner
Organe und Gewebe zum gesamten stochastischen
Strahlenrisiko
‣ Quantifizierung des Risikos sowohl bei homogener als
auch bei inhomogener Bestrahlung des Körpers
‣ Basis für die Definition von Grenzwerten
‣ Nicht direkt messbar
7

Gewebewichtungsfaktoren w T
Organe oder
Gewebe
Keimdrüsen
Rotes Knochenmark
Dickdarm
Lunge
Magen
Blase
Brust
Leber
Speiseröhre
Schilddrüse
Haut
Knochenoberfläche
Andere Gewebe/Organe
Gewebewichtungsfaktoren
Nach ICRP 60 Nach ICRP 103
0.20
0.08
0.12
0.12
0.12
0.12
0.12
0.12
0.12
0.12
0.05
0.04
0.05
0.12
0.05
0.04
0.05
0.04
0.05
0.04
0.01
0.01
0.01
0.01
0.05
0.12
8

Dosisgrößen am Patient
K E
f
Einfalldosis
Frei in Luft gemessene Dosis in einem
Fokusabstand f, der dem Objektabstand
eines bei der Messung nicht
vorhandenen Bestrahlungsobjektes
entspricht
F
K O Oberflächendosis
Streustrahlung
Patient
Tisch, Stützwand
K O
Oberflächendosis
Dosis an der Körperoberfläche, diese
ist um die vom Körper ausgehende
Streustrahlung gegenüber K E
vergrößert
(bei 150 kV bis etwa 50 %)
K B Bildempfängerdosis
Raster
Bildempfänger
9

Einfalls- und Oberflächendosis
- Rückstreufaktor -
(Quelle: DIN 6809-7)
10

Ermittlung der Einfalldosis
Die Einfalldosis kann bestimmt werden aus:
‣ der gemessenen Oberflächendosis (Rückstreufaktor)
‣ dem Dosisflächenprodukt
‣ der Dosisausbeute und dem mAs-Produkt
‣ der Bildempfängerdosis (Schwächungsfaktoren)
(Quelle: DIN 6809-7)
11

Dosis-Flächenprodukt: Definition
‣Definition
F
( )
= D s ds
∫
‣Bei konstanter Dosisverteilung:
F
=
D
⋅
s
‣Gemessen mit Ionisations-Flachkammer
‣Am Strahler-Austrittsfenster (nach Blende)
angebracht
‣Gesamte im Nutzstrahlenbündel vorhandene
Strahlung wird gemessen
12

Dosis-Flächenprodukt: Beziehungen
Messkammer
Strahler
Fläche A 1
a
a
1 Fläche A 2
2
s 1
s 2
Fläche:
Dosis:
A
a
s
2 2
1 1 1
= =
2 2
A2
a2
s2
Dosisflächenprodukt:
F2
D2
A2
=
F1 D1
A1
= = 1
2
D
1
s
2
2
D2
s1
13

Dosis-Flächenprodukt: Eigenschaften
‣ Unabhängig vom Fokusabstand
‣ Maß für die gesamte durch die Blendenöffnung
ausgetretene Strahlenenergie
‣ Entscheidender Faktor für die gesamte im Körper
absorbierte Strahlenenergie
‣ Umkehrung der Formel ergibt: D a = F/S o
‣ Zusammen mit anderen Angaben (kV, Filterung)
gut zur Berechnung von Strahlenexposition
(effektive Dosis) geeignet
14

Dosismessgrößen für die CT
Bestrahlung
‣ in dünnen transversalen Schichten
(Streuung auch in benachbarte Schichten,
Strahldivergenz)
‣ aus allen Richtungen
(Punkte auf der Körperoberfläche sind
Strahleneintritt und Strahlenaustritt)
15

Computed Tomography Dose Index
(CTDI)
+∞
∫
−∞
CTDI 1
= D(
z dz
N ∗T
)
Integral über das Dosisprofil D(z)
entlang einer Linie parallel zur
Rotationsachse (z), gemessen frei
in Luft oder in einem CT-
Dosimetriephantom für eine
Rotation bei einer bestimmten
Strahlenqualität (kV), geteilt durch
das Produkt aus nomineller
Schichtdicke (T) und der Anzahl
der Schichten pro Rotation (N).
16

CTDI Luft
‣ Üblicherweise gemessen mit einer Bleistift-
Ionisationskammer mit einer aktiven Länge von 100 mm
frei in Luft auf der Rotationsachse
‣ Wird bei der Abnahmeprüfung gemessen (nur in
Deutschland üblich)
‣ Basis für Organdosisberechnung mittels MC-
Konversionsfaktoren
‣ Vorteil:
- kein Meßphantom notwendig
‣ Nachteile: - keine direkte Abschätzung von Organdosen
möglich
- durch Messung auf Rotationsachse wird die
dosisreduzierende Wirkung von Formfiltern
nicht berücksichtigt
17

CTDI FDA
‣ Energiedosis in PMMA gemessen über eine
Länge von 14 Schichtdicken
‣ muß nach US-Vorschriften für alle Betriebsarten
vom CT-Hersteller angegeben werden
‣ Bei sehr kleinen Schichtdicken wird Dosis
unterschätzt
18

CTDI 100
‣ Üblicherweise gemessen mit einer Bleistift-
Ionisationskammer mit einer aktiven Länge von
100 mm in PMMA
‣ Meßgröße ist Luftkerma
‣ Umrechnung von CTDI FDA in CTDI 100 ist mit
entsprechenden Korrekturfaktoren möglich
19

Gewichteter CTDI
=
1
3
CTDI w CTDI 100, c CTDI 100,
+
2
3
p
‣CTDI w ist der mittlere CTDI 100 in der Scanebene
‣liefert Schätzwerte für Organdosen
‣Nach DIN EN 1223-2-6 für alle CT-Geräte
halbjährlich (Konstanzprüfung) und nach größeren
Wartungsarbeiten zu messen
20

CT Dosimetriephantom
Zylinder aus Polymethylmethacrylate (PMMA) mit
einem Durchmesser von 16 cm (Kopfphantom)
oder 32 cm (Körperphantom) und einer Länge von
mindestens 14 cm, mit Einsätzen parallel zur
Achse zur Anbringung von Dosimetern in der Mitte
und 1 cm von der äußeren Oberfläche
1 cm 8 bzw. 16 cm
PMMA
> 14 cm
21

Dosimetriephantom und Messkammer
22

Volumen - CTDI
1
CTDIvol = CTDIw
p
Pitch: p =Tischvorschub : Schichtdicke
‣ Ist gemittelter CTDI w entlang der z-Achse
(früher: CTDI w,eff )
‣ EC 60-601-2-44 fordert die Anzeige des CTDI w auf der
Bedienkonsole des CT-Gerätes. Ist der Pitch ungleich 1,
sollte der CTDI vol angezeigt werden.
23

CTDI - Varianten
Dosisgröße
Integrationslänge
Messmedium
Dosisbezug
CTDI
Unendlich
CTDI Luft
100 mm
Luft
Luftkerma
CTDI FDA
14 Schichten
PMMA
Energiedosis
CTDI 100
100 mm
PMMA
Luftkerma
CTDI FDA
kann über Korrekturfaktoren in CTDI 100
umgerechnet werden
24

Dosislängenprodukt (DLP)
DLP = CTDIw∗
n ∗ N ∗T
‣n: Anzahl der Rotationen; N: Anzahl der Schichten pro Rotation;
T: Schichtdicke
‣Gesamtes DLP ist Summe der DLP der Einzelserien (in mGy x cm)
‣Maß für die Strahlenexposition der CT-Untersuchung (effektive Dosis)
25

Dosismessgrößen in der
Röntgendiagnostik
Dosisgröße Maßeinheit Spezifik
Einfalldosis mGy Punktgröße frei in Luft gemessen
Oberflächendosis mGy Punktgröße mit Rückstreuung
Dosis-Flächenprodukt cGy * cm² Dosis und Strahlenfeld
CT-Dosisindex (CTDI) mGy Dosis in der Schicht
Dosislängenprodukt (DLP) mGy * cm Dosis im exponierten Scanbereich
Organdosis mSv Strahlenschutzgröße
Effektive Dosis mSv gewichtete Risikogröße
26

Bestimmung von Organdosen
‣ Messung an Patienten
‣ Phantommessungen
‣ Mathematische Methoden
27

Messung von Organdosen
bei Patienten
‣ Organdosen oberflächennaher Organe messbar
(z.B. Haut, Augenlinse, Hodendosis)
‣ Die meisten Organdosen sind nicht direkt messbar
‣ Dosis kleiner Organe mittels Messung an Oberfläche und
Korrektur mit Tiefendosiswerten ermittelbar
(z.B. Schilddrüsendosis, Ovarialdosis)
‣ Messung der Organdosis größerer Organe (Lunge, RKM,
Kolon, Leber etc.) nicht möglich
28

Patientendosimetrie
Quelle: Siemens medical: Dose Management, Interactive Training
29

Phantommessungen
‣ Alderson-Rando-Phantom
(Radiation Analog dosimetry System)
‣ Prototyp 1960, seit 1961 kommerziell erhältlich
‣ Primär für Strahlentherapie
‣ Weichteil- und Lungen-gewebeäquivalente
Kunststoffscheiben mit menschlichem oder
künstlichem Skelett
‣ entspricht in Abmessungen nicht ganz dem
Referenzmenschen nach ICRP 23
‣ Huda W, Sandison GA (1984) Estimation of mean
organ doses in diagnostic radiology from Rando
phantom measurements. Health Phys 47:463-46
‣ Golikov VY, Nikitin VV (1989) Estimation of the
mean organ doses and the effective dose
equivalent from Rando phantom measurements.
Health Phys 56:111-115
30

Phantommessungen
Mini: Strahlenexposition in
der Röntgendiagnostik.
SSK-Band 30 (1995)
‣ Organdosismessungen
bei 24 Röntgenuntersuchungen,
7 Dentalaufnahmen,
3 CT-Untersuchungen
‣ 70 Messpunkte im
Phantom mit je 4 TLD
bestückt
REMAB-Phantom der Alderson Research
Laboratories Inc. (USA)
31

Vorteile:
Phantommessungen
‣ Messung aller Organdosen möglich
‣ Phantome können unterschiedlich dimensioniert werden
‣ sind „Goldstandard“ für mathematische Methoden
Nachteile:
‣ Phantome sind teuer
‣ Messungen sehr aufwendig (viele Dosimeter notwendig),
Probleme bei großen Organen und RKM
‣ Phantome statisch und eingeschränkt realistisch
Anwendung:
‣ Bei spezielle Fragestellungen, für die keine anderen
Lösungen existieren (z.B. 3D-Rotationsangiographie)
32

Berechnung von Organdosen
mittels Gewebe-Luft-Verhältnis
D org = K E * (r E /(r E +d))² * t w/a * T a
‣ D org : Organdosis
‣ K E : Luftkerma frei in Luft ±
‣ r E : Fokus – Haut – Abstand
‣ d : Haut – Organ – Abstand
‣ t w/a : Quotient der Massenenergieabsorptionskoeffizienten für
Wasser und Luft (t w/a = 1,05 ± 0,03)
‣ T a : Gewebe-Luft-Verhältnis
(Quelle: DIN 6809-7)
33

Gewebe-Luft-Verhältnis
±
±
34

Berechnung von Organdosen
mittels relativer Tiefendosen
D org = K E * B * t w/a * D rel
‣ D org
‣ K E
‣ B
‣ t w/a
‣ D rel
: Organdosis
: Luftkerma frei in Luft am ± Ort des Organs
:Rückstreufaktor
: Quotient der Massenenergieabsorptionskoeffizienten für
Wasser und Luft (t w/a = 1,05 ± 0,03)
: relative Tiefendosis (Wachsmann F, Drexler G. Kurven
und Tabellen für die Radiologie. Springer 1976)
(Quelle: DIN 6809-7)
35

Berechnung von Organdosen mittels
Gewebe-Luft-Verhältnis, relativer Tiefendosen
Die Methoden liefern Punktdosis, deshalb:
‣ Nur für kleine Organe anwendbar
(Uterus, Schilddrüse, ± Ovarien)
‣ Inhomogenitäten (Knochen) werden
nicht berücksichtigt
‣ Gewebe-Luft-Verhältnis, relativer Tiefendosen
gelten in der Regel näherungsweise nur für
Weichteilgewebe
36

Berechnung von Organdosen mittels ODS
‣ ODS Phantom besteht aus 34 Scheiben mit 2,5 cm
Dicke
‣ Dosisberechnung erfolgt mittel Tiefendosiswerten
±
(Ranniko et al. Brit. J. Radiol. 1996) aus TLD-
Messungen an ALDERSON-Phantom
‣ Effektive Dosis mit Wichtungsfaktoren nach ICRP 60
37

Berechnung von Organdosen mittels ODS
±
±
ODS-60 : Organ Doses Calculation Software von RADOS, Finnland
38

Konversionsfaktoren aus
Monte-Carlo-Rechnungen
‣ Konversionsfaktoren geben die Organdosis bezogen auf eine externe
Dosisgröße (ED, OD, DFP, CTDI) an.
‣ Die gesuchte Organdosis erhält man, indem der Konversionsfaktor für
dieses Organ mit der bekannten externen Dosisgröße multipliziert wird.
‣ Die ersten Konversionsfaktoren für röntgendiagnostische
Untersuchungen in der Projektionsradiographie wurden von
Rosenstein 1976 veröffentlicht.
‣ Für die Organe rotes Knochenmark, Schilddrüse, Uterus, Ovarien und
Hoden wurde die mittlere Energiedosis pro Expositionsdosis frei in Luft
an der Organreferenzfläche für Photonenenergien von 20 – 150 keV
für bis zu 161 Gitterelementen von 4 x 4 cm für 3 Projektionsrichtungen
(a.p., p.a., lat.) angegeben.
‣ Für die Organdosisberechnung müssen bekannt sein:
Projektionsrichtung, Strahlenfeldgröße und –lage, Eintrittsdosis,
Strahlenqualität (HWS), Fokus-Bildempfänger-Abstand.
39

Konversionsfaktoren aus
Monte-Carlo-Rechnungen
Mathematisches 3D-Phantom:
‣ Im ORNL unter Führung von
Snyder für interne Dosimetrie
entwickelt
‣ Basiert auf Reference Man
(ICRP No. 23)
‣ Wird als MIRD-5 Phantom
oder Snyder-Fischer-
Phantom bezeichnet
Quelle: Tautz et al. Radiol. Diagn. 27 (1986), H.1, 85-98
40

Berechnung von Organdosen
mittels MC-Konversionsfaktoren
‣ In der GSF wurden die geschlechtsspezifischen
mathematische Phantome ADAM und EVA
entwickelt (Kramer et al GSF-Bericht S-885,
1982).
‣ Mit Hilfe dieser Phantome wurden für
Röntgenaufnahmen mit in Deutschland typischen
Einstellparametern Konversionsfaktoren für 16
Organe sowie für die Haut auf der
Strahleneintritts– und der Strahlenaustrittsseite
berechnet (Drexler et al. Die Bestimmung von
Organdosen in der Röntgendiagnostik. H.
Hoffmann Verlag, Berlin 1985)
‣ Die Konversionsfaktoren sind dabei als
Organdosis in mSv pro Einfalldosis von 1 mGy
angegeben.
‣ Die gesuchte Organdosis erhält man, indem der
Konversionsfaktor für dieses Organ mit der
Einfalldosis für die Röntgenaufnahme
multipliziert wird.
41

Berechnung von Organdosen
mittels Konversionsfaktoren
‣ Jones und Wall (NRPB-R186, 1985) verwendeten ein
hermaphroditisches mathematisches Phantom.
‣ Mit Hilfe dieses Phantoms wurden für 22 Röntgenaufnahmen
mit in GB typischen Einstellparametern
Konversionsfaktoren berechnet
‣ Die Konversionsfaktoren sind dabei als Organdosis
pro Oberflächendosis angegeben.
‣ Die gesuchte Organdosis erhält man, indem der
Konversionsfaktor für dieses Organ mit der
Oberflächendosis (z.B. aus TLD-Messung) für die
Röntgenaufnahme multipliziert wird.
42

Berechnung von Organdosen
mittels Konversionsfaktoren
‣ Hart, Jones und Wall (NRPB-R262, 1993)
berechneten mit dem gleichen mathematischen
Phantom Konversionsfaktoren für 68 typische
radiographische Projektionen.
‣ Die Konversionsfaktoren eignen sich zur
Berechnung von 22 Organdosiswerten und der
effektiven Dosis bei Kenntnis der Oberflächendosis
oder des Dosisflächenproduktes.
‣ Zusätzlich kann mittels der angegebenen
Konversionsfaktoren für 9 komplexe
Durchleuchtungsuntersuchungen mit
Röntgenaufnahmen aus dem Dosisflächenprodukt
die effektive Dosis berechnet werden.
43

Berechnung von Organdosen mit PCXMC
PCXMC (Tapiovaara et al. STUK-A139, Finnland, 1997) ist
ein PC-Programm für die Organdosisberechnung für die
Projektionsradiographie mit folgenden Möglichkeiten:
‣ Wahl des Patientenalters, Patientengröße und -masse
‣ Freie Wahl der Bestrahlungsgeometrie (Fokus-Patienten-
Abstand, Projektionsrichtung (Winkel), Strahlenfeldgröße
(rechteckig) und Strahlenfeldlage
‣ Simulation des Röntgenspektrums (Röhrenspannung,
Filterung, Anodenwinkel)
‣ Ausgabe der Organdosen pro Einfalldosis oder
Dosisflächenprodukt
44

Berechnung von Organdosen mit PCXMC
Tapiovaara et al. (STUK-A139, Finnland, 1997)
45

Berechnung von Organdosen mit PCXMC
Tapiovaara et al. (STUK-A139, Finnland, 1997)
46

Berechnung von Organdosen mit PCXMC
Tapiovaara et al. (STUK-A139, Finnland, 1997)
47

Berechnung von Organdosen mit PCXMC
Tapiovaara et al. (STUK-A139, Finnland, 1997)
48

Vergleich verschiedener Programme
Tapiovaara et al. (STUK-A139, Finnland, 1997)
49

Parenchymdosis bei der Mammographie
D PD = g * K E
‣ D PD
‣ g
‣ K E
: mittlere Parenchymdosis
: Parenchymdosiskonversionsfaktor
: Einfalldosis
(Quelle: DIN 6809-7)
50

Parenchymdosis bei der Mammographie
D PD = f PD * K E
Für die Standardzusammensetzung: 50% Gewichtsanteil
Fettgewebe und 50% Drüsengewebe
(Quelle: Dance. Phys Med Biol 1990;35: 1211-1219 )
51

Parenchymdosis bei der Mammographie
‣ Parenchymanteil der Brust nimmt sowohl mit Kompressionsschichtdicke
als auch mit Alter ab
‣ Annahme der Standardzusammensetzung (50:50) kann im Einzelfall zu
Dosisfehler von 25% führen (Quelle: Säbel et al. RöFo 2001; 173: 79-91)
‣ Mittlere Parenchymdosis ist nicht nur von Zusammensetzung der Brust
abhängig, sondern auch von der lokalen Verteilung des Parenchymgewebes,
das nicht bekannt ist (Quelle: Zankl et al. Radiat Prot Dosimetry 2005; 114 (1-3): 410-4)
52

Berechnung von Organdosen bei CT
‣ Von Zankl et al. wurden Konversionsfaktoren für Organdosen
bei CT-Untersuchungen für 3 verschiedene Strahlenqualitäten
für die Phantome ADAM und EVA (GSF-Bericht 30/91) und
BABY und CHILD (GSF-Bericht 30/93) berechnet.
‣ Die Konversionsfaktoren wurden für 1cm dicke Schichten
angegeben.
‣ Jones und Shrimpton (NRPB-SR250, 1993) berechneten für das
hermaphroditische mathematische Phantom
Konversionsfaktoren für 27 unterschiedliche CT-Geräte.
‣ Die Konversionsfaktoren für 27 Organe wurden für 208 jeweils
5mm dicke Schichten berechnet.
53

NRPB-Phantom:
Programme zur
Organdosisberechnung
‣ CTDOSE: John LeHeron, National Radiation Laboratory,
New Zealand
‣ ImPACT CT Patient Dosimetry Calculator: ImPACT
GSF-Phantome:
‣ ImpactDose: VAMP GmbH
‣ CT-Expo: G. Stamm und H.-D. Nagel
54

Berechnung von Organdosen
Quelle: ImPACT
55

Berechnung von Organdosen
Quelle: ImPACT
56

CT-Expo: Phantome
57

CT-Expo: Dosisberechnung
58

Voxelphantome
‣Voxelphantome sind dreidimensionale Computermodelle,
die auf der realen Anatomie eines Individuums basieren.
‣Sie werden in der Regel aus dem Datensatz von CT- oder
MRT-Untersuchungen durch Segmentation einzelner Organe
gewonnen und u.a. für dosimetrische Berechnungen verwendet.
‣Da sie die menschliche Anatomie wesentlich genauer und realistischer
als die ursprünglichen mathematischen Phantome (MIRD-5-Phantom,
ADAM, EVA) beschreiben, erlauben sie eine genauere Organdosisbestimmung.
‣Derzeit existieren mehr als 30 verschiedene Voxelphantome
59

Voxelphantome
Quelle: Zaidi, Xu. Annu. Rev. Biomed. Eng. 2007, 9: 471-500
60

Voxelphantome
Quelle: Zaidi, Xu. Annu. Rev. Biomed. Eng. 2007, 9: 471-500
61

GSF - Voxelphantome
Golem Donna Child Baby
Quelle: Petoussi-Henss et al. Phys. Med. Biol. 47 (2002) 89-106
62

Organdosisberechnung an
Voxelphantomen
Helga Donna Irene Thorax - CT
Quelle: DeMarco et al. Phys. Med. Biol. 52 (2007) 2583-2597
63

Vergleich berechneter und
gemessener Organdosen
‣Veit et al. haben die mit MC-Rechnungen ermittelten Organdosen
mit an einem Alderson-Phantom gemessenen verglichen
(Z. Med. Phys 2:123-126. 1992).
‣Dazu wurde das Alderson-Phantom mit 8mm Schichtdicke im CT
gescannt und daraus ein 3D-Voxelphantom (256x256 Pixel)
konstruiert.
‣An 28 Stellen wurde die Dosis gerechnet und mit TLD bei einer
Ganzkörper-CT und bei Ganzkörperbestrahlungen mit 60 Co gemessen.
CT
60
Co a.p.
60
Co p.a.
Unterschied Messung-
Rechnung
-10% bis
+15%
-15% bis
+13%
-10% bis
+15%
Mittlerer Unterschied
0,2%
-5%
1,7%
Unterschied < 10%
93%
80%
85%
64

Unsicherheiten bei der
Organdosisbestimmung
‣Untersuchungsparameter (Strahlenfeldgröße und –lage,
Strahlenqualität)
‣Abweichungen zwischen Patient und Phantom
‣Fehler bei Bestimmung der Ausgangsdosiswerte (ED, OD, DFP, CTDI)
Einfluss von Feldlage und Feldgröße auf Organdosiskonversionsfaktoren
bei Nierenaufnahmen
Quelle: Gosch et al. Radiol. Diagn. 1989; 30: 345-349
65

Effektive Dosis
‣ Risikomaß für stochastische Strahlenschäden
‣ Ursprünglich als Dosisgrenzwert für berufliche
Strahlenexposition konzipiert
‣ Eignet sich gut zum Vergleich der Strahlenexposition der
Patienten in der Röntgendiagnostik (nur eine Dosisangabe
und kein „Wust“ von unterschiedlichen Organdosen).
‣ Bei Risikoabschätzungen für Patienten muss jedoch
berücksichtigt werden, dass die alters- und geschlechtsspezifische
Zusammensetzung dieses Kollektives von der
allgemeinen Bevölkerung und den beruflich strahlenexponierten
Personen abweicht, für die die Risikofaktoren
aufgestellt wurden.
‣ Kann einfach aus Dosisflächenprodukt (z.B. bei
Durchleuchtungsuntersuchungen) oder Dosislängenprodukt
(CT) abgeschätzt werden
‣ Bei komplexen Durchleuchtungsuntersuchungen mit häufig
wechselnder Strahlenfeldgröße und –lage ist die
Organdosisbestimmung nur mit erheblichem Aufwand möglich.
66

Effektive Dosis
67

Effektive Dosis
Effektive Dosis pro Dosisflächenprodukt für verschiedene
Zusatzfilterungen bei Abdomenuntersuchungen p.a.
Beispiel: DFP = 10.000 cGy x cm² ; 80 kV; 0,1mm Cu
E = 100 Gy x cm² x 0,2 mSv/ Gy x cm² = 20 mSv
68

Effektive Dosis
Beispiel: Abdomen-CT mit DLP = 1000 mGy x cm
E = 1000 mGy x cm x 0,015 mSv/mGy x cm = 15 mSv
69

Fazit
‣ Organdosen lassen sich am einfachsten mittels
Konversionsfaktoren aus MC-Rechnungen bestimmen.
‣ Organdosisberechnungen mittels Tiefendosiswerten oder
Gewebe-Luft-Verhältnis sind nur für kleine Organe anwendbar
‣ Phantommessungen sind relativ aufwändig und nur in
Ausnahmefällen sinnvoll.
‣ Durch Voxelphantome kann die Genauigkeit der
Organdosisbestimmung verbessert werden.
‣ Die effektive Dosis eignet sich zum Vergleich der
Strahlenexposition unterschiedlicher röntgendiagnostischer
Verfahren.
‣ Sie kann relativ leicht aus dem Dosisflächenprodukt oder dem
Dosislängenprodukt abgeschätzt werden.
70