4 курс / Лучевая диагностика / ПРИМЕНЕНИЕ_КИЛОВОЛЬТНОГО_РЕНТГЕНОВСКОГО_ИЗЛУЧЕНИЯ_ДЛЯ_ПЛАНИРОВАНИЯ

Проверка точности измерения расстояний

Для проведения этого теста необходим модуль СТР404. В середине секции расположены четыре отверстия (один их них с тефлоновым штифтом) (рис. 7.8). Центры отверстий диаметром 3 мм расположены на расстоянии 50 мм. Измеряя расстояния от центра до центра можно проверить пространственную линейность КТ-сканера. Другое использование – это расчет числа пикселей между центрами отверстий. Зная расстояние (50 мм) и число пикселей, можно проверить размер пикселя. Измеренные расстояния должны совпасть с известными с точностью ± 1 мм [6].

Рис. 7.8. Проверка точности измерения расстояний

161

7.3. Особенности качества изображения КТ, полученного в конусном пучке

Перечень характеристик качества изображения для обычного КТ, представленный в докладах AAPM 39 и 74, также годится для конКТ [7-9]. Перед установлением процедур ЛТКИ в качестве стандарта в практической лучевой терапии, необходимо удостовериться в адекватности качества изображения. Надо понимать, что точность локализации зависит от присутствия шума и артефактов. Шум можно уменьшить увеличением величины мАс, однако остаются артефакты, связанные с рассеянием и изменением жесткости излучения.

Требования к качеству изображения для ЛТКИ специфичны для каждого метода. Следует тщательно выбирать параметры получения изображения, индивидуально для определения имплантированного маркера, очерчивания мягких тканей, или визуализации костной анатомии. После приемки, способ получения изображения остается фиксированным для данной области или задачи, и ПГК должна отражать постоянство качества изображения во времени.

Следует помнить, что применение твердотельных детекторов требует калибровки. Большинство детекторных панелей нужно калибровать для компенсации смещения сигнала и дефектных пикселей. Рекомендуется повторная калибровка через 6 месяцев или после ремонта оборудования [4, 9].

7.4. Артефакты на томографическом изображении

Критерии качества для обычных томографических изображений широко известны. При применении детекторов из аморфного кремния может возрасти число артефактов из-за влияния следующих факторов:

•изменение спектра рентгеновского излучения;

•разная толщина сканируемого объекта;

•наличие бракованных детекторов;

•зависимость от геометрии получения изображения;

•процесс реконструкции.

Вгеометрии конического пучка изменение жесткости пучка или условий рассеяния влияет на равномерность изображения и вводит

162

артефакты в виде пятен или затененной области (рис. 7.9 А и В). Отклонение от условий тестирования (например, больший по размеру объект, изменение размера конуса, изменение рассеивающей среды и более жесткое излучение) может создать разную равномерность изображения, пространственное разрешение при высоком и низком контрасте, точность КТ-чисел и др. Было показано, что КТ-числа для одного материала изменяются в соответствии с размером объекта и условиями получения изображения, а увеличение количества рассеянного излучения вызывает сдвиг калибровочной кривой [1, 4].

Кроме артефактов, показанных на рис. 7.9 А и 7.9 В, на качество изображения влияет размер объекта, если его проекция на панель детекторов будет больше чем сама панель; результирующее изображение будет «урезанным», давая неполный и размытый внешний контур (рис. 7.9 F). Детекторные панели, применяемые для конКТ, можно сдвигать для уменьшения или уничтожения такого артефакта. Кроме того, движение и дыхание больного создают размытость и артефакты движения, поскольку время, которое требуется для получения данных КТ, может занять от 30 до

120 с. (рис. 7.9 C).

Артефакты могут возникнуть и из-за изменения геометрии получения изображения. Точная реконструкция требует, чтобы геометрия исследования была хорошо известна и постоянна во времени. Поэтому информация об изменении положения трубки и приемника изображения в зависимости от позиции гантри должна периодически обновляться. Кроме того, для получения данных следует применять адекватный интервал углов проекций, обычно 180º плюс угол веера, который определяется углом видимости детекторной панели.

Дефекты детекторов могут также вызвать артефакты. Так, неработающий пиксель может быть незаметным на одной проекции, но может создать кольцевые артефакты на реконструированном изображении (Рис. 7.9 D). Отставание сигнала в силиконовых детекторах создает линии и звездообразные артефакты (рис. 7.9 E). Некоторые артефакты являются признаками неисправности аппарата, а другие присущи конКТ.

Движение больного вызывает размытость структур, а металлические маркеры создают линии на реконструкциях. Физика визуализации также создает артефакты. Рассеянные фотоны

163

создают пятна, в то время как более жесткое излучение вызывает артефакты в виде полос, а неадекватный размер поля обозрения дает усеченную информацию в реконструкции.

Рис. 7.9. Артефакты, возникающие на изображении, полученном с помощью кВ-КТ в конусном пучке: (A и B) пятна и тени (полосы) возникли из-за изменения жесткости излучения и рассеяния; (C) полосы из-за движения газа; (D) кольца в реконструированном изображении возникли из-за «мертвых» или промежуточных пикселей; (E) полосы и «звездочки» из-за отставания сигнала в детекторе;

(F) дисторсии (смещения) и размывка внешних контуров и полосы, если углы проекции + угол веера будут меньше 180º.

164

Контрольные вопросы

1.Перечислите параметры, характеризующие качество рентгеновского изображения.

2.Какие фантомы применяются для контроля качества изображения?

3.Что такое артефакты и из-за чего они возникают?

Литература

1.The Role of In-Room kV X-Ray Imaging for Patient Setup and Target Localization / J. Balter [et al.]. - AAPM Report TG 104. - 2009.

2.Федоров Г.А. Медицинская интроскопия. Рентгеновская

вычислительная томография / Г.А. Федоров. - М. : МИФИ, 2001. - 78 с.

3.Прокоп М. Спиральная и многослойная компьютерная томография / М. Прокоп, М. Галански ; пер с англ. – М. : Медпресс-информ, 2006. – Т. 1. - 416 с.

4.Календер В. Компьютерная томография / В. Календер. – М. : Техносфера, 2006.

5.Описание фантома

6.Van Dyk J. Simulation and imaging for radiation therapy planning / J. Van Dyk, K. Mah // Radiotherapy Physics in Practice.

-Oxford, 1993. - P. 113–134.

7.Specification and Acceptance Testing of Computed Tomography Scanners / AAPM Report TG 39. - American Institute of Physics Inc., 1993.

8.Quality Control in Diagnostic Radiology / AAPM Report TG 74. - Medical Physics Publishing, 2002.

9.A quality assurance program for image quality of cone beam CT guidance in radiation therapy / J.P. Bissonnette J.P. [et al.] // Med. Phys. – 2008. - P. 1807–1815.

165

Глава 8.

Дозовые нагрузки на больного при проведении рентгенологических исследований

Методы контрольной визуализации можно использовать во время всего процесса лучевого лечения. В результате пациент может получить значительную суммарную дозу рентгеновского излучения. Эту дозу следует учитывать и документировать при планировании рентгеновских процедур, чтобы соблюдать главный радиологический принцип «As Low As Reasonably Achievable (ALARA)» (настолько меньше, насколько разумно возможно). Поскольку оценка суммарной дозы является нетривиальной задачей, опубликованы рекомендации AAPM TG-75, в которых анализируются дозы облучения пациента во время получения КИ. Измерение этой дозы рекомендуется считать частью предклинической приемки метода ЛТКИ [1].

Облучение ионизирующим излучением потенциально опасно наличием рисков двух видов повреждений: риска детерминированных повреждений (ожоги кожи и катаракты) и вероятных стохастических рисков, включающих возникновение вторичных злокачественных опухолей и генетических эффектов. Опасность получения детерминированных повреждений от длительной флюороскопии показана на примерах тяжелых ожогов, которые последовали после хирургических вмешательств, проводимых под рентгеновским контролем.

Европейский Союз принял официальную директиву “Council Directive 97/43/EURATOM” от 30 июня 1997 г., посвященную радиационной защите, связанной с применением ионизирующего излучения в медицине. В разделе 1 статьи 9 говорится следующее:

«Страны-участницы ЕС должны следить за использованием медицинского радиологического оборудования, процедур и вспомогательной техники, применяемых в следующих областях: педиатрия, скрининговые исследования и высокодозные исследования, такие как интервенционная радиология, компьютерная томография и лучевая терапия. Особое внимание следует уделять программам контроля качества, включая меры проверки качества оборудования и доз облучения пациентов».

166

Хотя существует разнообразное оборудование для производства изображений с применением кВ и МВ излучений, доза на пациента все еще определяется, в основном, требуемым качеством изображения, характеристиками ослабления излучения в анатомических структурах и рабочим циклом, а не характеристиками оборудования. Поэтому для каждого типа рентгенологического исследования на различных аппаратах облучение пациента будет приблизительно одинаковым, независимо от применяемого оборудования. Это позволяет сделать некоторые обобщения из данных для отдельных способов визуализации.

На дозу, полученную пациентом при проведении диагностических и контрольных рентгеновских или томографических исследований, больше всего влияют следующие параметры.

1.Время экспозиции.

2.Пиковое напряжение на трубке, которое определяется толщиной пациента и ослабляющими материалами, находящимися

впучке.

3.Сила тока в рентгеновской трубке, которая зависит от размера круга реконструкции и эффективности детектора.

4.Размер веерного или конического пучка, который изначально устанавливается шторками или дополнительным коллиматором.

Доза облучения больного при рентгеноскопии и рентгенографии определяется путем измерения с помощью цилиндрической или плоско-параллельной ионизационной камеры. Эти методы хорошо разработаны и приводятся в различных справочниках для практического применения [2,3]. Однако вопросы определения доз, получаемых больным при КТ-сканировании, разрабатываются лишь в последние годы [4, 5], поэтому мы подробно опишем эти методики.

Абсолютные значения облучения при КТ в существенной мере зависят от параметров сканирования, характеристик томографа и пациента. Они могут быть от 5 до 100 раз выше, чем при рентгенографии той же анатомической области. Это подчеркивает важность учета дозы излучения и индивидуализации параметров сканирования.

167

8.1. Доза, полученная пациентом при КТ-сканировании

КТ была и остается основным методом визуализации, применяемым для планирования лучевого лечения, поскольку достаточно хорошо показывает структуру мягких тканей, чтобы определять контуры органов, а также выявляет костные реперы, используемые при укладке пациента. КТ создает реконструкции изображения в любой плоскости для контроля укладки пациента и измеряет значения электронной плотности, необходимые для расчета дозы при планировании. Однако до последнего времени радиологи не обращали внимания на дозы облучения пациента при традиционной КТ, считая, что эта доза слишком мала по сравнению с терапевтической. Такое упущение произошло из-за недостатка диагностической практики, когда до конца 1980-х плохо осознавали, или недооценивали уровни облучения от КТ.

При исследовании уровней экспозиционной дозы от всех видов диагностической визуализации было обнаружено, что КТ дает наибольший вклад в дозу облучения населения во время диагностических процедур. Так, в Германии, странах ЕС и США доля КТ-исследований составляла в 2003 г. 5-8 %, а их вклад в общую дозу, получаемую пациентами в ходе рентгенологических исследований, составил 40-60% [4, 6].

С развитием технологии следует приветствовать любое снижение дозы на одно КТ-исследование, поскольку среди врачей существует тенденция увеличивать число изображений, увеличить длину области сканирования, уменьшить толщину среза, и/или получить перекрывающиеся сканы, выполненные с повышенной частотой, в режиме реального времени для учета таких процессов, как дыхание. В результате, уровни экспозиционной дозы при каждом исследовании имеют тенденцию к росту.

8.2. Измерение и определение дозы

Измерение дозы можно выполнить разными способами, поэтому сделать прямое сопоставление между разными аппаратами сложно. Точки, в которых проводится измерение, могут отличаться, как и другие параметры, например, экспозиция, размеры фантома, толщина среза и размер поля реконструкции. Величина дозы

168

находится в интервале от 1–10 сГр/скан, в зависимости от используемых параметров и точки измерения.

8.3. Величины, применяемые для оценки дозы

Существует несколько параметров, описывающих полученную больным дозу, но наиболее важны и получили международное признание следующие параметры: локальная доза – индекс объемной КТ-дозы CTDIvol, тотальная доза за сканирование – произведение дозы на длину DLP и радиационный риск –

эффективная доза E.

Для стандартизации измерений дозы часто используется «дозовый индекс КТ» CTDI. Индекс позволяет сопоставлять и сравнивать КТ-системы и широко используется для диагностических КТ-сканеров [4, 5].

Определение дозового индекса CTDI

Индекс CTDI представляет суммарную дозу (с учетом или без учета рассеянного излучения), поглощенную в точке внутри одиночного среза за полное время исследования, и позволяет фактически учесть вклад дозы в точку интереса от верхнего среза до нижнего. Величина индекса рассчитывается путем интегрирования дозы, полученной в точке, лежащей на оси вращения, за время одного поворота сканера:

где D(z) – доза в точке z, лежащей на оси, h – толщина среза. Перекрывание и сложение дозы в определенной точке пространства, учитывается значением параметра CTDI.

Для точной оценки полученной дозы необходимо подробно знать метод сканирования на данном аппарате, включая коллимацию пучка, профиль, размер полутени, перекрытие или пространство между срезами, спиральную или аксиальную геометрию, фильтрацию и т.д.

Уравнение (8.1) представляет собой теоретическое определение параметра CTDI. Для практических целей используется измеренное значение CTDI100:

169

где Kair – воздушная керма. Это значение получают в эксперименте с ионизационной камерой, которая суммирует дозы в одном срезе при аксиальном сканировании по длине 100 мм [3, 5].

Индекс объемной КТ-дозы

Объемный индекс КТ-дозы (CTDIvol) – это показатель средней локальной дозы на пациента внутри сканируемого объема, выраженный в единицах мГр. Предусматриваются раздельные данные для применения при сканировании тела (измеренные на тканеэквивалентном фантоме диаметром 32 см) или головы (диаметр 16 см). Значение CTDIvol является мерой средней локальной дозы, падающей при КТ (пошаговой или многосрезовой спиральной КТ) на поперечное сечение такого фантома.

CTDIvol – наиболее приемлемый показатель дозы, так как он может быть непосредственно выведен на интерфейс пользователя КТ. Он обеспечивает непосредственную информацию о дозе облучения пациента. Вывода на экран этого показателя требуют предписания Европейского Союза [6], но за пределами ЕС производители обеспечивают дисплей показателем CTDIvol только по требованию покупателя. Коэффициент CTDIvol позволяет непосредственно сравнивать дозу излучения для различных параметров сканирования на томографах разных производителей, уже скорректированную с учетом влияния питча, мА, кВп, фильтрации и других специфических параметров. Однако при этом он не показывает точную дозу для каждого пациента, а только индекс дозы для данного томографа и исследования.

Значение CTDIvol получается из прямого измерения дозы при КТ, который определяется как интеграл под профилем дозы D(z) КТ-среза:

где N – число сканов, h – ширина среза.

170