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유리 정
5 years ago
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1 Journal of the Korea Academia-Industrial Cooperation Society Vol. 12, No. 10 pp , 양전자방출핵종 ( 18 F) 의감마에너지가 X 선 CT 영상에미치는영향 김가중 1*, 배석환 2, 김기진 3, 오혜경 극동대학교방사선학과, 건양대학교방사선학과, 3 4 건양대학병원핵의학과, 대전보건대학방사선과 Effect of Gamma Energy of Positron Emission Radionuclide on X-Ray CT Image Gha-Jung Kim 1*, Seok-Hwan Bae 2, Ki-Jin Kim 3 and Hye-kyong Oh 4 1 Department of Radiological Science, Far East University 2 Department of Radiological Science, Konyang University 3 Department of Nuclear Medicine, Konyang University Hospital 4 Department of Radiological Technology, Daejeon Health Sciences College 요약양전자방출방사성동위원소를주입한팬텀에서방출되는 511keV 에너지의감마선이 X-선 CT영상에미치는영향을정량적으로평가하고자한다. 스캔방법은증류수를주입 (0 mci) 한기준영상과양전자방출핵종인 18 F(Fluorine) 의용량을 1 mci, 2 mci, 5 mci, 10 mci로변화시켜획득된영상의 CT 번호와픽셀값을측정하였다. 양전자방출핵종 ( 18 F) 을주입한팬텀영상의 CT 번호 (HU) 측정결과, 기준물 (-7.58 ± 0.66 HU), 1 mci(-9.85 ± 0.50 HU), 2 mci( ± 0.21 HU), 5 mci( ± 0.66 HU), 10 mci( ± 0.38 HU) 로물을채운기준영상과비교하여 10 mci에서는 5.89 HU, 5 mci에서는 3.73 HU, 2 mci에서는 2.69 HU, 1 mci에서는 2 HU가감소하였다. 팬텀영상의픽셀값은기준물 (-2.70 ± 0.75), 1 mci(-4.72 ± 0.58), 2 mci(-6.01 ± 0.78), 5 mci(-6.10 ± 0.84), 10 mci(-8.20 ± 0.60) 로기준물영상과비교한픽셀값의변화는 10 mci에서는 5.50, 5 mci에서는 3.40, 2 mci에서는 3.10, 1 mci 에서는 2.02가감소하는것을알수있었다. 본실험을통해양전자방출핵종 ( 18 F) 의용량 (Dose) 증가에따라 CT번호와영상의픽셀값은비례적으로감소하였으며감소폭또한비슷한값을나타냈다. 이에 PET/CT의정도관리항목에양전자방출핵종으로인한 X선 CT 영상의변화정도와그에따른적합기준을마련하고주기적관리가이루어져야할것이다. Abstract This study is aimed to assess the effect of the gamma ray of 511keV energy which is emitted from phantom where the positron emission radionuclide was injected on X-ray CT image. As a scanning method, the CT number and pixel value of the reference image where water was injected(0 mci), and those acquired by changing the capacity of 18 F(Fluorine), positron emission radionuclide, into 1 mci, 2 mci, 5 mci, and 10 mci were measured. As a result of measuring the CT number(hu) of the phantom image where the positron emission radionuclide( 18 F) was injected, there were reference water (-7.58 ± 0.66 HU), 1 mci(-9.85 ± 0.50 HU), 2 mci( ± 0.21 HU), 5 mci( ± 0.66 HU), and 10 mci( ± 0.38 HU). Compared with the image where it was filled with water, there was a reduction of 5.89 Hu in 10 mci, 3.73 in 5 mci, 2.69 HU in 2 mci, and 2 HU in 1 mci. As for the pixel value of the phantom image, there were reference water (-2.70 ± 0.75), 1 mci(-4.72 ± 0.58), 2 mci(-6.01 ± 0.78), 5 mci(-6.10 ± 0.84), and 10 mci(-8.20 ± 0.60). Compared with the reference image, there was a reduction of 5.50 in 10 mci, 3.40 in 5 mci, 3.10 in 2 mci, and 2.02 in 1 mci. Through this experiment, it was indicated that, with the increase in the dose of the positron emission radionuclide( 18 F), the CT number and the pixel value of the image reduced proportionally, and the width of reduction showed a similar value, too. Accordingly, according to the degree of change in X-ray CT image due to the positron emission radionuclide in the quality control item of PET/CT, the proper standard should be established and it should be periodically managed. Key Words : Positron Emission Radionuclide, PET/CT, CT Number(Hounsfield Units) * 교신저자 : 김가중 (gjms1225@hanmail.net) 접수일 11년 08월 12일수정일 (1차 11년 08월 22일, 2차 11년 08월 29일 ) 게재확정일 11년 10월 06일 4418

2 양전자방출핵종 ( 18 F) 의감마에너지가 X 선 CT 영상에미치는영향 1. 서론 최근경제수준의향상과고령화가진행되면서암의발생은계속증가하고있으며 2008년암발생률은 10만명당 178.8명으로해마다점진적으로증가하는경향을보이고있다 [1]. 암의발생률과더불어효율적이고보다정확한진단과치료를위한의료기술의개발역시중요성이더해가고있다. 2000년대부터급격히보급되고있는 18 F-FDG (Fluorodeoyglucosse) 를이용한 PET(Positron E mission Tomography) 은종양의조기진단과병기설정에유용한정보를제공하며, 수술과항암치료및방사선치료의평가와치료후전이유무를판단하는데중요한역할을하고있다 [2-4]. PET은 11 C, 13 N, 15 O, 18 F, 62 Cu, 68 Ga, 82 Rb등양전자를방출하는방사성동위원소에물, 산소, 포도당, 아미노산등의생리학적물질이나유사화합물을표지하여환자에투여하고혈류및대사등생체의생리학적 생화학적기능을영상으로나타낸다. 양전자방출방사선핵종에서는직접감마선이방출되지않고양전자가매우짧은거리 ( 수 mm) 를조직내에서이동하여운동에너지를상실하고정지된주변의음전하를띤전자와결합하여 511keV 의소멸방사선 (Annihilation Radiation) 인두개의감마선이 180 방향으로발생한다. 이를동시계수회로를사용하여거의같은시간에도달된감마선만을검출하여영상을구성하며소멸방사선으로영상을얻기때문에영상이우수하고다른핵의학검사보다단층상의화질도우수하다. 또한해부학적변화를나타내는 CT(Computed Tomography) 나 MRI(Magnetic Resonance Imaging) 보다생리 화학적인신진대사의변화를정확하게나타낼수있다. 이러한양전자방출핵종들은대부분짧은반감기를가지고있어비교적높은방사선량을투여할수있고, 고화질의정보를얻을수있으며하루에재검사를시행할수있는장점이있다 [5, 6]. 이러한 PET의장점으로종양학분야뿐만아니라뇌대사와기능평가, 심 혈관계질환등임상에서그유용성이매우커지고있다. 그러나최근의 CT나 MRI장치의높은공간분해능과해상력이우수한영상에비교하면핵의학영상의질이떨어지므로임상에서핵의학영상으로만해부학적정보가부족하여이를개선하기위해공간분해능이우수한 CT( 또는 MRI) 와대조도분해능이우수한 PET를하나로융합 (Fusion) 한 PET/CT가개발되어해부학적영상과기능적영상을결합하여정확한병변의위치를제공하고진단성능을향상시키고있다 [7]. 기존의단일 PET에서는 68 Ge 또는 137 Cs과같은동위원소를이용하여감쇠지도용투과영상을획득하였으나 PET/CT 시스템에서는 X-선 CT 영상을감쇠보정을위한지도로사용함으로써검사소요시간을현저하게줄여호흡및환자의움직임의영향을감소시켰다. 또한 CT 데이터의정보량이동위원소를이용한투과스캔보다많기때문에잡음제거측면에서도향상된화질의 PET영상을얻을수있어임상적유용성이매우높아졌다. PET/CT에서감쇠보정은 CT 에너지 (30 ~ 140 kev) 에서의감쇠계수를 PET 에너지 (511keV) 의감쇠계수로변환해주는과정으로분할 (Segmentation method), 선형관계모델 (Scaling, bilinear model, hybrid method), 이중에너지방사선영상법 (Dual Energy X-ray imaging method) 등이있다 [8-10]. 이때감쇠계수 (μ, attenuation coefficient) 란광자가물질을투과하면서단위길이의매질과광전효과 (Photoelectric effect) 혹은컴프턴산란 (Compton scattering effect) 등의반응을일으킬확률을표시한것으로저에너지영역에서는광전효과, 고에너지영역일수록컴프턴산란이지배적이다 [11]. (1) 여기서, I 0 는입사빔의강도, μ는선감쇠계수 (Linear attenuation coefficient, Cm -1 ), t는피사체의두께를나타낸다. 이러한감쇠계수는물을 0으로하여공기는 -1000, 뼈와같이감약값이큰물질을 +1000으로나타내어물질의흡수선량치를각픽셀이갖는 CT번호 (Hounsfield Units) 로표시한다. CT번호는환자를투과한 X-선의강도를수학적으로계산한수치이며 PET/CT에서의감쇠보정을이용하고있으나, 양전자방출핵종에서방출되는 511keV의감마선이 CT 검출기에도달하여 CT번호와픽셀값에변화를초래할것으로사료된다. 이에본연구에서는양전자방출방사성동위원소를주입한팬텀에서방출되는 511keV 에너지의감마선이 X-선 CT영상에미치는영향을정량적으로측정하고임상응용에그적절성을평가하고자하였다. 2. 재료및방법 2.1 팬텀의제작및양전자방출핵종 ( 18 F) 을주입한팬텀의컴퓨터단층영상획득양전자방출핵종이 CT영상에미치는영향을정량적으로평가하기위해팬텀을자체제작하였다. PET/CT 검사시목적장기에방사성의약품이집중적으로집적한상태를가정하기위하여팬텀의중앙에는방사성동위원소를 4419

한국산학기술학회논문지제 12 권제 10 호, 2011 주입한주사용기 (Syringe) 를설치할수있도록설계하였다. 팬텀재질은폴리에틸렌으로 25 Cm 25 Cm 25 Cm의정육면체로제작하였으며, 팬텀의바닥에는나사를이용하여 CT 촬영시레이저를이용한수평레벨을교정할수있도록고안하였다.

스캔방법은팬텀에물을채운후주사용기에물을주입 (0 mci) 한기준영상과양전자방출핵종인 18 F( 511keV) 을증류수에희석하여 1 mci, 2 mci, 5 mci, 10 mci 용량으로변화시켜총 5회영상을획득하였다 [Fig 1].

3 한국산학기술학회논문지제 12 권제 10 호, 2011 주입한주사용기 (Syringe) 를설치할수있도록설계하였다. 팬텀재질은폴리에틸렌으로 25 Cm 25 Cm 25 Cm의정육면체로제작하였으며, 팬텀의바닥에는나사를이용하여 CT 촬영시레이저를이용한수평레벨을교정할수있도록고안하였다. 자체제작팬텀은 CT(MX-8000, Philips, USA) 의 hole 중심에위치시켜 120kVp의관전압, 250mAs의노출조건으로 2 mm 절편두께로횡단면의영상을획득하였다. 스캔방법은팬텀에물을채운후주사용기에물을주입 (0 mci) 한기준영상과양전자방출핵종인 18 F( 511keV) 을증류수에희석하여 1 mci, 2 mci, 5 mci, 10 mci 용량으로변화시켜총 5회영상을획득하였다 [Fig 1]. K는확대정수이며, CT 번호는물의감약계수를기준으로하여상대적으로설정된값이므로 Hounsfield unit에서물의 CT 번호는항상 0이며뼈와공기는각각 +1,000 과 -1,000이다[12, 13]. 2.3 양전자방출핵종 ( 18 F) 을주입한팬텀영상양전자방출핵종 ( 18 F) 을주입한팬텀영상을주사용기의중심슬라이스로부터위, 아래 5개영상을동일한 ROI(100 mm 2 ) 을설정하여 ImageJ 프로그램 (Ver 1.44, Java image processing program) 으로픽셀값을측정하였다. 픽셀값의범위는 ~ +1000으로설정하였으며 16bit로분석하였다 [Fig 2]. [ 그림 1] 자체제작팬텀의모형과 X 선 CT 를이용한팬텀스캔 [Fig. 1] Schematic of self-produced Phantomand Phantom scan using the X-ray CT. 2.2 양전자방출핵종 (18F) 을주입한팬텀영상의 CT 번호를측정각각의획득된영상은보건복지부에서권고하는 특수의료장비의설치및운영에관한규칙 중 CT 성능평가항목에준하여 window width를 300 ~ 400 HU, window level을 0 ~ +100 HU사이에서팬텀의횡단면상에서주사용기의중심으로부터 1580 ~ 1620 mm 2 면적의원형 ROI(Region Of Interest) 를설정하여평균 CT 번호 (Hounsfield Unit : HU) 값을측정하였다. 또한동일한방법으로각기다른 5개슬라이스에서평균 CT 번호값을측정하였다. CT 번호는물에대한감약계수와조직의감약계수를확대한값으로식 (2) 에의해구할수있다. (2) 여기서 μ T 는조직의감약계수, μ W 는물의선감약계수, [ 그림 2] 양전자방출핵종을주입한팬텀영상의 CT 번호 (A) 와평균픽셀값을측정 (B). [Fig. 2] Measurement of the CT number of the phantom image where the positron emission radionuclide was injected(a) and the average pixel value(b). 3. 결과 양전자방출핵종 ( 18 F) 을주입한팬텀영상의 CT 번호 (HU) 측정결과, 기준물 (0 mci) 에서의측정된평균범위는 ~ HU이며, 1 mci에서는 ~ HU, 2 mci에서는 ~ , 5 mci에서는 ~ , 10 mci에서는 ~ 로측정되었다. 총평균값은기준물에서 ± 0.66 HU, 1 mci에서 ± 0.50 HU, 2 mci에서 ± 0.21 HU, 5 mci에서 ± 0.66 HU, 10 mci에서 ± 0.38 HU로나타났다. 물을채운기준팬텀스캔영상과비교하여 10 mci 에서는 5.89 HU, 5 mci에서는 3.73 HU, 2 mci에서는 2.69 HU, 1 mci에서는 2 HU가감소하는것을알수있었다 [Table 1]. 양전자방출핵종 ( 18 F) 을주입한팬텀영상의평균픽셀값을측정한결과기준물 (0 mci) 은 ± 0.75, 1 mci 4420

양전자방출핵종 ( 18 F) 의감마에너지가 X 선 CT 영상에미치는영향 [ 표 1] 측정된평균 CT 번호와표준편차 [Table 1] The average CT number which is measured and Standard deviation Dose fx CT Number(HU) mean SD min max Total average SD Water

4 양전자방출핵종 ( 18 F) 의감마에너지가 X 선 CT 영상에미치는영향 [ 표 1] 측정된평균 CT 번호와표준편차 [Table 1] The average CT number which is measured and Standard deviation Dose fx CT Number(HU) mean SD min max Total average SD Water (standard) 5 1 mci 5 2 mci 5 5 mci 5 10 mci 에서는 ± 0.58, 2 mci에서는 ± 0.78, 5 mci에서는 ± 0.84, 10 mci에서는 ± 0.60으로측정되었다. 기준물을스캔한영상과비교하여픽셀값의변화는 10 mci에서는 5.50, 5 mci에서는 3.40, 2 mci에서는 3.10, 1 mci에서는 2.02가감소하는것을알수있었다 [Table 2]. 양전자방출핵종 ( 18 F) 의용량 (Dose) 의증가에따라 CT 번호와영상의픽셀값은비례적으로감소하였으며기준물과비교한감소폭도비슷한값으로감소하는것을알수있었다 [Fig 3]. [ 그림 3] 양전자방출핵종의용량에따른 CT번호와픽셀값의변화량 [Fig. 3] The Variation of CT Number and Pixel Number according to the change in the capacity of Positron Emission Radionuclide 4421

5 한국산학기술학회논문지제 12 권제 10 호, 2011 [ 표 2] ImageJ 로분석한픽셀값 [Table 2] The Pixel Number value analyzed with Image J Dose Water (standard) fx area (mm 2 ) mci mci mci mci Pixel Number mean min max Total average SD 고찰및결론 방사성의약품을이용한핵의학검사는질병에대한진단, 치료및그질환의병태생리적, 생화학적변화를제공함으로써보다유용한의료정보의질을향상시켜주고있다. 최근 PET/CT는 PET의생리적, 생화학적정보와 CT의높은공간분해능과해상력이우수한영상을결합하여보다정량적이며우수한진단영상을획득하고있다. PET-CT에사용되는양전자방출핵종들은 511 kev의에너지의소멸감마선을방출하며신틸레이터 (Scintillator) 로검출하여영상을얻게된다. 그러나핵의학체외검사에이용되는양전자방출핵종의소멸감마선 (511keV) 은 CT에이용되는 X선과같은광자 (Photon) 의성질을가지고있어인체를투과한강도 (Intensity) 로영상을구성하는각각의검출기에영향을줄수있다. 양전자방출소멸감마선의에너지는진단목적의 X선에너지 (30~140keV) 의수배에이르기때문에 CT 영상에영향을줄것이다. 보건복지부에서는 특수의료장비설치및운 영에관한규칙 에서 AAPM CT성능평가용팬텀사용시 X선 CT 영상의품질관리검사의적합기준은물의 CT 감약계수는 0 ± 7 HU이내, 노이즈 6 HU이내, 균일도 5 HU 이내로규정하고있다 [14]. 물론본연구의팬텀의경우방사성의약품을주입할수있도록자체제작되어동일하게적용하기는어려우나상대적비교평가기준으로써양전자방출핵종의감마에너지가 CT 번호나픽셀값의감소를초래하여영상의강도를변화시킴을확인할수있었다. 이러한강도의변화는 PET/CT에서영상의감쇠보정의정확성을저하시키는요인으로작용할수있을것이다. 최근방사선치료영역에서는 CT-Simulation 장치가보편화되고있으며정확한종양의용적결정과불균질조직의보정을위해 PET-CT 영상을이용하여치료계획을실시하고있다. 불균질조직에대한보정은 CT 번호를이용하고있으나이러한양전자방출핵종의감마선이방사선치료계획영상의 CT 번호감소로부정확한보정은물론선량분포의변화를가져와치료결과에영향을줄수있을것이다 [15, 16]. 양전자방출핵종을주입한팬텀영상에서 CT번호나 4422

양전자방출핵종 ( 18 F) 의감마에너지가 X 선 CT 영상에미치는영향 픽셀값의변화는크지않았지만정량적분석을요구하는검사에서는방사성핵종의방사붕괴시간을충분히고려하여시행하고방사선치료영역에는 PET/CT 영상을직접치료계획의불균질조직의보정에이용함에있어신중해야할것이다.

6 양전자방출핵종 ( 18 F) 의감마에너지가 X 선 CT 영상에미치는영향 픽셀값의변화는크지않았지만정량적분석을요구하는검사에서는방사성핵종의방사붕괴시간을충분히고려하여시행하고방사선치료영역에는 PET/CT 영상을직접치료계획의불균질조직의보정에이용함에있어신중해야할것이다. 본연구의결과에서 PET/CT 검사에많이이용되는 18 F-FDG의용량변화에따라진단 X선 CT영상의 CT 번호와픽셀값의변화에대하여정량적으로평가를하였다. 평가결과 CT 번호와픽셀값은용량의증가와비례하여감소하였으며, 그변화는크지않았으나영상의왜곡을초래할수있는여지는충분하다고여겨진다. 이에 PET/CT의정도관리항목에양전자방출핵종으로인한 X선 CT 영상의변화정도와그에따른적합기준을마련하고주기적평가가이루어져야할것이다. References [1] Ministry of Health and Welfare, 2008 Annual Report of the Korea Central Cancer Registry, 2008 [2] Kinahan PE, Alessio AM, Fessler JA., "Dualenergy CT attenuation correction methods forquantitative assessment of response to cancer therapy with PET/CT imaging", Technol Cancer Res Treat, 5, pp , [3] Stahl A, Wieder H, Piert M, Wester HJ, et al.," Positron emission tomography as a tool for translational research in oncology", Molecular Imaging in Biology, 6, pp , [4] Juweid ME, Cheson BD., "Positron-emission tomography and assessment of cancer therapy", N Engl J Med, 354, pp , [5] Kapoor V, McCook BM, Torok FS., "An introduction to PET-CT imaging", Radiographics, 24, pp , [6] Turkington TG., "Introduction to PET instrumentation", J Nucl Med Technol, 29, pp. 1 8, [7] Wahl RL, Quint LE, Cieslak RD, et al., "Anatometabolic tumor imaging: fusion of FDGPET with CT or MRI to localize foci of increased activity", J Nucl Med, 34, pp , [8] Nehmeh SA. et al., "Correction for Oral Contrast Artifacts in CTAttenuation-corrected PET Images Obtained by Combined PET/CT", Journal of Nuclear Medicine, 44, pp , [9] LaCroix KJ, Tsui BM, Hasegawa BH, Brown JK., "Investigation of the Use of X-ray CT Images for Attenuation Compensation in SPECT", IEEE Transactions on Nuclear Science, 41, pp , [10] Fessler JA, Elbakri IA, Sukovic P, Clinthorne NH., "Maximum likelihood Dual-energy Tomographic Image Reconstruction", Medical Imaging 2002: Image Processing, 4684, pp , [11] Kinahan PE, Hasegawa BH, Beyer T., "X-ray based attenuation correction for positron emission tomography /computed tomography scanners", Semin Nu cl Med, 33, pp , [12] McCullough EC, Holmes TW., "Acceptance testing computerized radiation therapy treatment planning systems: direct utilization of CT data", Med Phys, 12, pp , [13] Schneider U, Pedroni E, Lomax A., "The calibration of CT Hounsfield units for radiotherapy treatment planning", Phys Med Biol, 41, pp , [14] Minister of Health and Welfare Ordinance No, 65. Special medical equipment, installation and operation of the rules (Revision) [15] Mutic S, Palta JR, Butker EK, et al., "Quality assurance for computed-tomography simulators and the computed-tomography-simulation process: report of the AAPM Radiation Therapy Committee Task Group No 66", Med Phys. 30, pp , [16] Mutic S, Dempsey JF, Bosch WR, et al., "M ultimodality image registration quality assurance for conformal three-dimensional treatment planning", Int J Radiat Oncol Biol Phys, 51, pp , 2001 김가중 (Gha-Jung Kim) [ 정회원 ] 방사선물리, 방사선종양학 2006 년 8 월 : 고려대학교의학물리학과 ( 이학석사 ) 2010 년 8 월 : 전북대학교방사선과학기술학과 ( 이학박사 ) 2000 년 2 월 ~ 월 : 건양대학교병원방사선종양학과 2010 년 3 월 ~ 현재 : 극동대학교방사선학과교수 4423

한국산학기술학회논문지제 12 권제 10 호, 2011 배석환 (Seok-Hwan Bae) [ 정회원 ] 2000 년 9 월 ~ 2008 년 8 월 :

건양대학교일반대학원보건학박사 2008 년 8 월 ~ 현재 : 건양대학교병원자문교수 2009 년 3 월 ~ 현재 : 건양대학교방사선학과교수 보건학, 방사선과학,

전북대학교방사선과학기술학과 ( 박사과정 ) 2000 년 2 월 ~ 현재 : 건양대학교병원핵의학과 방사선물리 오혜경 (Hye-kyong Oh) [ 정회원 ] 2009 년

7 한국산학기술학회논문지제 12 권제 10 호, 2011 배석환 (Seok-Hwan Bae) [ 정회원 ] 2000 년 9 월 ~ 2008 년 8 월 : 건양대학교병원영상의학팀장 2004 년 3 월 ~ 2006 년 2 월 : 건양대학교보건복지대학원보건학석사 2007 년 2 월 ~ 2009 년 8 월 : 건양대학교일반대학원보건학박사 2008 년 8 월 ~ 현재 : 건양대학교병원자문교수 2009 년 3 월 ~ 현재 : 건양대학교방사선학과교수 보건학, 방사선과학, 보건의료장비 김기진 (Ki-Jin Kim) [ 정회원 ] 2009 년 2 월 : 전북대학교방사선과학기술학과 ( 이학석사 ) 2011 년 3 월 : 전북대학교방사선과학기술학과 ( 박사과정 ) 2000 년 2 월 ~ 현재 : 건양대학교병원핵의학과 방사선물리 오혜경 (Hye-kyong Oh) [ 정회원 ] 2009 년 5 월 ~ 월 : 보건과학연구소보조연구원 2011 년 2 월 : 고려대학교보건과학과방사선학전공 ( 보건학석사 ) 2011 년 3 월 ~ 현재 : 대전보건대학방사선과교수 방사선물리, 방사선계측, 원자력공학, 방사선방호 4424

(

317 318 319 320 1 3 5 5 5 5 2 321 : 1.,,,,, 06 2. X-ray beam penetration (density) (contrast) 03 3. patch coating, precipitation, flaking 03 4. centering 03 5. Esophagus, cardia, fundus, body, angle, antrum,