Development of a Proton Computed Tomography System with Monte Carlo Simulation

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(1)▸૿ୟ◂. ISSN 1226-2854. 양성자 전산화 단층 촬영 장치 개발에 관한 전산모사 연구 ― Development of a Proton Computed Tomography System with Monte Carlo Simulation ― 대원대학 방사선과. 1). ․ 한양대학교 원자력공학과. 2). 서정민1,2) ․ 김찬형2). ― 국문초록 ―. 양성자 치료에서 X선 영상정보가 직접적인 양성자의 저지능 정보를 제공할 수 없는 한계로 인한 자료의 오류를 피하기 위해, 양성자 빔을 이용한 전산화단층촬영 영상의 사용을 위한 전산모사 연구를 시행하고, 적 절한 하드웨어 구성과 그 가능성을 연구하였다. GEANT4를 사용한 전산모사에서 두 개의 DSSD를 사용하여 입사되는 양성자 빔의 위치정보를 획득하고 LYSO 섬광검출기로 에너지를 측정하여 획득한 양성자 영상을 단층촬영 영상으로 재구성하여 사용할 수 있음을 확인하였다. ஢ਔۙગ GEANT4, 몬테칼로 전산모사, 양성자치료. Ⅰ. 서 론. 행할 때 환자의 위치확인을 하기 위해서는 X선 선원과 양성자 선원의 빔 축이 동일한 선상에 위치하여야 하는. 양성자와 같은 입자 빔을 이용한 컴퓨터 단층촬영은. 단점이 있으며, X선을 이용한 치료계획은 양성자와 다른. 1970년대에 미국 Lawrence Berkeley 연구소와 하버드대. 물질과의 상호작용의 차이로 양성자의 비거리 계산에 오. 1). 학 사이클로트론 연구소 등에서 연구되었다 . 그러나 입. 차가 발생할 수 있다3). 특히, 양성자 치료의 계획을 수립하는 방법으로 대부분. 자 빔의 영상은 쿨롱산란에 의해 해상도가 낮아 지속적인. X선 컴퓨터 단층 영상을 이용한 치료계획이 사용되어 지. 연구가 진행되지 못했다. 1990년대에 들어서면서 양성자 빔을 이용한 방사선치. 고 있으므로, 이때 계산된 양성자의 비거리가 몬테칼로. 료 설비가 늘어나고, 양성자 빔에 대한 관심이 고조되면. 계산에 의한 결과와 비교했을 때 뼈 등과 같은 일부영역. 서 미국 로마린다 병원, 하버드대학병원 등에서 연구가. 에서 10 mm 이상의 차이가 나타날 수 있다 . 즉, X선을. 3). 활발히 진행되었다 . 현재 대부분의 양성자 빔 치료를 시. 이용한 컴퓨터 단층촬영 영상에서 획득한 전자밀도를 양. 행할 때, 환자의 위치 확인 및 치료계획 수립 시 X선 영. 성자의 상대적 저지능으로 전환하는 과정을 거쳐 양성자. 상으로부터 얻은 정보를 이용하고 있다. 실제 치료를 시. 치료계획에 사용하게 되므로 순수한 양성자 빔의 정보를. 2). 사용하는 것이 아니라고 할 수 있다(Fig. 1). 또한 조직의 *୦৤ଵ ‫ଁڂ‬ଵ ఙਕॷଵ ‫ଁڂ‬ଵ ఙਕॷଵ ‫ଁڂ‬ ଵ ค୨ଵ ‫ଁڂ‬ଵ. 교신저자 : 서정민, (390-702) 충청북도 제천시 신월동 대학로 274번지 대원대학 방사선과 Tel: 043-649-3302, C.P.: 017-506-2176 Fax: 043-645-9170, E-mail: [email protected]. 구성 물질에 따른 양성자 비거리 차이와 지방조직의 이례 4,5). 적 변형을 반영하지 못하는 경우가 있다. . 그러므로 양. 성자 빔 컴퓨터단층영상을 치료계획에 직접 이용한다면 양성자의 비거리와 저지능의 정확한 정보를 획득하여 사 용할 수 있다는 장점이 있으므로, 양성자 빔 컴퓨터단층. .

(2) 방사선기술과학 Vol. 34, No. 3, 2011. 피사체로 사용될 팬텀은 지름 150 mm, 두께 100 mm 의 물로 채워 조직등가 물질로 설정하였으며, 그 안에는 지름이 각각 40 mm와 30 mm인 bone을 삽입하여 내부의 밀도차를 구분할 수 있도록 하였다. 양성자 빔이 지나갈 축 상에서 피사체인 팬텀의 전후에 double-sided silicon strip detector(DSSD)를 위치시켰으며, 이 DSSD는 양성 자 입자가 지나갈 때 위치정보를 제공해 주게 된다. 즉, 동일한 양성자 입자에 대하여 팬텀을 투과하기 전의 위치 와 투과한 이후의 위치를 제공한다10). 각 DSSD의 크기는 200(가로)×100(세로)×10(두께) mm이며, 획득할 정보의 해상도와 관련되는 strip pitch는 팬텀을 사이에 두고 팬 Fig. 1. Illustration of process for conversion CT number into relative proton stopping power. 텀의 전측인 양성자 선원 쪽에 위치한 DSSD는 758 ㎛, 팬텀의 뒤쪽인 최종 검출기 방향에 위치한 DSSD는 3 mm 로 설정하였다. 이처럼 향후 시행할 실제 실험에서 사용. 영상의 효율적인 시스템의 구축과 영상의 질을 높이는 연. 을 예정하고 있는 실제 DSSD와 동일하게 모사하고 현실. 구가 필요하다. 또한 양성자치료에서 양성자 빔을 직접적. 적인 결과를 얻기 위하여, 이와 같이 두 DSSD의 pitch를. 으로 환자의 위치확인용 영상획득에 사용한다면, X선 선. 다르게 설정하였다. 마지막 최종 검출기로 cerium-doped lutetium yttrium. 원의 위치변동에 따른 오차를 줄일 수 있으며 더욱 정확. oxyorthosilicate(LYSO) 크리스털 섬광검출기를 위치시. 6,7). 한 위치확인 작업이 가능할 것이다 . 이에 본 연구에서는 몬테칼로 전산모사를 통하여 양성. 켰으며 그 크기는 200(가로)×50(세로)×50(두께) mm로. 자를 이용한 양성자 radiography와 컴퓨터 단층촬영 장. 설정하였다. LYSO는 내방사성이 뛰어나고, 약 50 ns의. 치의 조건을 탐색하고, 그 유용성을 알아보고자 한다.. 빠른 감쇠시간을 가지므로 선속 측정에 유리하며, 비교적 섬광량이 많은 것으로 판명되어, 본 연구에 적용하였다. 또한 약 100 MeV의 양성자 에너지를 검출하기 위해서는 두께가 5 cm 정도되는 LYSO 섬광검출기가 필요하다. 에. Ⅱ. 대상 및 방법. 너지 분해능을 5% 이하가 되도록 하는데 LYSO가 적당한 양성자 컴퓨터 단층촬영장치의 실험을 위한 전산모사. 검출기라고 할 수 있다11). 본 연구의 전산모사에서는. 사용하였다.. LYSO의 에너지 분해능을 25 keV에서 1% 수준으로 설정. GEANT4는 고에너지 물리실험의 전산모사에 사용되는. 하였다. LYSO 섬광검출기는 팬텀과 두 개의 DSSD를 투. 는. 몬테칼로. 소프트웨어인. GEANT4를. 8,9). . 양성자 radiography의 생성. 과하고 마지막으로 입사되어 들어오는 양성자 beam의 잔. 을 위해서 전산모사 상에서 Fig. 2와 같이 하드웨어를 구. 여 에너지가 얼마인지를 검출하게 된다(Fig. 3). DSSD로. 성하였다.. 부터 획득한 각 양성자 입자의 위치정보와 LYSO에서 검. C++ 기반의 toolkit이다. 출된 에너지 정보를 이용하여 양성자 radiography, 즉 back projection을 생성하였으며, 에너지의 강도 차이가 양성자 radiography의 대조도 인자로 작용하게 된다. 양성자 선원의 에너지는 180 MeV로 설정하였으며, 이 는 지름 150 mm의 팬텀을 투과하여 영상정보를 생성할 수 있는 강도의 에너지로, 일반적으로 사지 또는 두경부 의 양성자치료에 사용될 것으로 예상되는 에너지 영역이 6). 다 . 단층촬영 영상을 얻기 위하여 팬텀을 0°에서 180° 까지 1°간격으로 회전하면서 양성자를 조사하였고 각 각 Fig. 2. Illustration of proton computed tomography system in this study. 도에서의 back projection 영상을 획득하였다. 모든 back projection 영상에서 팬텀 중심에 해당되는 깊이의 영상. .

(3) 양성자 전산화 단층 촬영 장치 개발에 관한 전산모사 연구. Fig. 4. Back projection image of mid-thickness slice of phantom Fig. 3. View of interaction of proton beam in proton computed tomography system. This interaction performed by GEANT4. 만을 모아서 sinogram을 생성시켰으며, 이를 filtered back projection알고리즘을 이용하여 단층영상으로 재구 성하였다. 영상의 재구성에는 Matlab(MathWorks, US) 을 사용하였다.. Ⅲ. 결과 및 고찰 Fig. 4와 같이 최종 검출기인 섬광검출기로부터 얻은 에너지 정보를 팬텀의 전 후에 있는 각각의 DSSD로부터 얻은 위치정보와 결합하여, 단면영상을 얻기 위한 팬텀의. Fig. 5. Sinogram from back projection images. 종축의 중간 두께 부분의 back projection 영상을 획득하 였으며, 팬텀을 0°에서 180°까지 1° 간격으로 회전하면 서 획득한 모든 back projection을 조합하여 sinogram을 생성하였고(Fig. 5) 이를 단면영상으로 재구성하였다. Fig. 6와 같이 육안으로 팬텀의 내부 구조를 인식할 수 있는 양성자 단층촬영 영상을 획득하였다. 팬텀내부에 심어 놓은 두 개의 bone의 크기와 위치를 잘 보여주고 있다. 단층영상의 matrix size는 180×180이며, 한 pixel당 size는 0.83 mm이다. 해상도는 양호한 결과를 보이고 있 다.. 그러나 양성자의 물질과의 상호작용의 특성 중 하나인 쿨롱 다중산란으로 인하여 양성자 입자의 투과 후 위치정 보와 에너지 정보의 획득에 어려운 점이 많다. 쿨롱산란 의 큰 영향 중 하나는 밀도차이가 큰 다른 물질의 경계면 에서 선량분포의 진동이 나타나며 이것이 피사체 주위에 띠를 두른 효과처럼 보이는 것이며, 이 같은 효과는 영상 의 재구성 단계에서 lowpass filtering을 사용하여 어느 정도 제거가 가능하다12).. .

(4) 방사선기술과학 Vol. 34, No. 3, 2011. (a). (b). (c). (d). Fig. 6. Reconstructed axial images of proton computed tomography of this study. Each images are applied different filtering methods. (a) No filtering, (b) Nearest Hann filtering, (c) Nearest Shepp-Logan filtering, (d) Linear-Hann filtering. 양성자와 같은 입자 빔은 투과하는 물체의 두께차이에 따라 통과한 입자 빔의 에너지가 달라지므로 이 에너지의. 상도를 찾아내어, 이를 실현할 수 있는 최적의 검출기 물 질과 구성을 결정하고자 한다.. 변화를 측정하여 영상을 구성할 수 있다. 그런데 양성자 컴퓨터 단층촬영 영상에서는 인체 조직 사이의 에너지 손. 참 고 문 헌. 실 차가 적어 X선의 단층촬영 영상처럼 대조도가 높지 못하다. 이와 같은 문제점은 본 연구의 양성자 단층영상 에서도 보이고 있으며 재구성한 양성자 단층영상의 해상. 1. M. Goitein: There Dimensional Density Recon‐ struction from a Series of Two Dimensional. 도 저하에 영향을 미치고 있다.. Projections,. 본 연구는 앞으로 몬테칼로 전산모사를 통하여 양성자. Nuclear. Instruments. Methods,. 101(3), 509-518, 1972. 영상에서 영상의 질을 좌우할 비정 결정용 검출기의 종류 를 최적화하고, 검출기의 에너지 해상도에 따른 영상의. 2. 원자력연구기반확충사업: 양성자 빔 CT 기술을 이용한. 변화를 분석하며, 촬영 목적에 적합한 최적의 에너지 해. 양성자 비거리 측정에 관한 연구, 과학기술부, 2007. .

(5) 양성자 전산화 단층 촬영 장치 개발에 관한 전산모사 연구. 3. U. Schneider and E. Pedroni: Proton Radiography. power with proton radiography, Med. Phys.,. as a tool for Quality Control in Proton Therapy, Med. Phys., 22, 353-363, 1995. 32(1), 195-199, 2005 8. GEANT4 Collaboration: Nuclear Instruments and. 4. R. W. Schulte, V. Bashkirov, M. C. Loss Klock,. Methods in Physics Research A 506, 250-303,. et al.: Density Resolution of Proton Computed Tomography, Med. Phys., 32, 1035-1046, 2005. 2003 9. H. Jiang, J. Seco, H Paganetti: Effects of. 5. U. Schneider, E. Pedroni and A. Lomax: The Calibration. of. CT. Hounsfield. Units. Hounsfield number conversion on CT based pro‐. for. ton Monte Carlo dose calculations, Med. Phys.,. Radiotherapy Treatment Planning, Phys. Med. Biol. 41, 111-124, 1996. 34(4), 1439-1449, 2007 10. L. Johnson, B. Keeney and G. Ross et al.:. 6. R. W. Schulte, V. Bashkirov, T. Li, et al.:. Initial studies on proton computed tomography. Conceptual Design of a Proton Computed Tom‐. using a silicon strip detector telescope, Nuclear. ography. Instruments and Methods in Physics Research A. System. for. Application. in. Proton. Radiation Therapy, IEEE Transactions on Nuclear Science, 51(3), 866-872, 2004. 514, 215-223, 2003 11. 양성자 기반공학기술개발사업 보고서: 양성자 빔 진. 7. U. Schneider, E. Pedroni, P. Pemler, et al.: Patient specific optimization of the relation be‐. 단장치 개발 연구, 한국 원자력연구원, 2009 12. 원자력연구기반확충사업: 양성자 빔 CT 영상의 해상. tween CT-Hounsfield units and proton stopping. 도 향상에 대한 연구, 교육과학기술부, 2008. ꋯAbstract. Development of a Proton Computed Tomography System with Monte Carlo Simulation Jeong-Min Seo. 1,2). 2). ․ Chan-Hyeong Kim. 1). Department of Radiological Science, Daewon University College ․ 2) Department of Nuclear Engineering, Hanyang University. Monte Carlo simulation was performed to investigate optimal system of proton computed tomography and to avoid the errors by using data from X ray computed tomography in proton therapy. The informations from two DSSDs to measure position and LYSO scintillation detector to measure the residual energy of proton particle in GEANT4 were used for reconstruction computed tomography. ,FZ8PSET proton therapy, GEANT4, Monte Carlo simulation. .

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