4 курс / Лучевая диагностика / ПРИМЕНЕНИЕ_КИЛОВОЛЬТНОГО_РЕНТГЕНОВСКОГО_ИЗЛУЧЕНИЯ_ДЛЯ_ПЛАНИРОВАНИЯ

Совершенствование КТ-технологий было непосредственно связано с увеличением скорости работы компьютерных систем, так что сканирование и сбор данных, а также реконструкция изображений проводится в течение секунд. Первое и второе поколения сканеров быстро исчезли из продажи, в то время как четвертое и выше поколения сканеров до сих пор используются в клиниках.

В середине 1980-х были разработаны сверхбыстрые сканеры, в которых обычная рентгеновская трубка и все механические движения были заменены на сканирующий электронный пучок, который падал на мишень, вмонтированную в кольцо на раме.

Подробное описание КТ-сканеров дано во многих учебниках и монографиях. Сканеры создают изображения в тонком поперечном сечении, которые используются в основном для диагностических целей. Считается, что КТ – это неинвазивная рентгенографическая методика, которая заключается в реконструкции томографических плоскостей (срезов) тела, из большого количества собранных коэффициентов ослабления, полученных во время сканирования. В результате КТ-исследования получается группа аксиальных изображений, из которых можно с помощью математических преобразований получить изображения в сагиттальной, фронтальной или в любой наклонной плоскости.

Таким образом, получение томографического изображения основано на формировании коллимированного рентгеновского пучка, сканировании (исследовании узкого слоя – «среза» или «скана») объекта этим пучком, измерении излучения за объектом детекторами, с последующим преобразованием результатов в цифровую форму, вычислительном синтезе изображения по совокупности измеренных данных, анализе и обработке изображения для повышения диагностической ценности и наглядности проведенного исследования.

КТ-сканер для симуляции – это обычный диагностический сканер, имеющий некоторые дополнительные свойства. Из-за важности получения точной 3D реконструкции число требуемых срезов в одном исследовании должно быть значительным. Поэтому сканеры для КТС должны иметь трубку большой мощности и существенную память для обработки большого количества проекционных данных. Точность позиционирования стола в плоскости сканирования и точность

72

геометрических шкал также влияют на точность реконструированных изображений.

Система генерации излучения состоит из генератора высокого напряжения и рентгеновской трубки с вращающимся анодом, которая способна выдержать высокую температурную нагрузку.

На концах гантри находятся: рентгеновская трубка, система детекторов, коллиматоры и кабель или система колец. Детекторами могут служить ксеноновые ионизационные камеры, сцинтилляционные детекторы или полупроводниковые диоды, а также сборки твердотельных детекторов на основе аморфного кремния. Ксеноновые камеры создают прямой электрический сигнал, пропорциональный дозе поглощенного излучения, тогда как твердотельные детекторы производят при экспонировании свет, который преобразуется фотодиодами в электрический сигнал. Для минимизации рассеянного излучения и для аккуратной центрации пучка коллиматоры помещаются точно под рентгеновской трубкой и над детекторами. Ширина щели коллиматоров определяет толщину среза.

Стол, на котором лежит пациент, может двигаться в вертикальном и горизонтальном направлении, внутрь или из апертуры гантри. Компьютер получает информацию от детекторов, когда на них воздействует излучение, и преобразует ее для создания (реконструкции) изображения. Компьютер также управляет источником излучения, движением гантри, движением стола, отображает и хранит изображения.

В новых сканерах вместо кабелей используется технология скользящих контактных колец. Технология используется для быстрого и непрерывного сканирования, что сокращает время сканирования, но при этом генераторы излучения и рентгеновские трубки требуют лучшего охлаждения.

Спиральная технология сканирования (spiral или helical) заключается в одновременном выполнении двух действий: непрерывного вращения источника излучения вокруг объекта и непрерывного поступательного движения стола с пациентом через окно гантри (рис. 4.4). В этом случае траектория пучка, проецируемого на тело пациента, принимает форму спирали. В отличие от пошаговой КТ, скорость поступательного движения стола с пациентом может меняться в зависимости от задач

73

конкретного исследования. Основное преимущество спиральной КТ заключается в значительном ускорении процесса сканирования, поскольку отсутствуют временные интервалы между отдельными циклами вращения рентгеновской трубки.

Рис. 4.4. Принцип осуществления спиральной компьютерной томографии. Стол с лежащим на нем пациентом продвигается с постоянной скоростью через апертуру гантри, в то время как рентгеновская трубка постоянно вращается вокруг больного

Расстояние в мм, которое стол проходит за один поворот гантри, называется питч (pitсh), а отношение питча к толщине коллимированного слоя называют питч-фактор (pitch factor). Величина питч-фактора меняется от 1 до 2. Для перекрывающихся пучков этот фактор всегда < 1. Для значения фактора, равного 1, расстояние, проходимое столом за один оборот гантри, равно толщине среза, при этом нити спирали прилегают друг к другу. Для создания данных в поперечной плоскости полученные данные для спирали нужно преобразовать или интерполировать. Для получения оптимального изображения применяют специальные функции преобразования.

Спиральные КТ позволяют быстро получать тонкие срезы толщиной до 1 мм. Благодаря тонкости среза, их близкому расположению и малому времени сканирования, спиральные

74

сканеры обеспечивают точную реконструкцию в трех измерениях, минимизируя артефакты на изображении, возникающие при движении пациента. Кроме того, это уменьшает общее время сканирования.

4.2. Реконструкция КТ-изображений

Первые исследования по реконструкции изображения были предложены группой независимых исследователей, включавшей астрофизика А. Кормака, который понял, что можно наблюдать профиль прошедшего излучения через объект и использовать эти данные для вычисления его изображения [4].

Хорошо известно, что прохождение рентгеновского излучения через объект (без учета рассеянного излучения) описывается формулой:

где I – интенсивность на выходе пучка из объекта, I0 – начальная интенсивность, x – толщина объекта и μ – коэффициент линейного ослабления. Если состав объекта неоднородный, как бывает в теле человека, тогда путь, который проходит пучок, может быть разделен на серию элементов (пикселов) длиной хi, с коэффициентом ослабления μi каждый. Прохождение рентгеновских фотонов через серию элементов выражается формулой:

Из одного измерения прошедшего излучения невозможно получить коэффициент ослабления, т.к. в уравнении много неизвестных. Однако при движении рентгеновской трубки вокруг пациента получают множество данных с различных направлений, при этом получают много уравнений для нахождения линейного коэффициента ослабления μi, которые можно решить для каждого индивидуального пикселя внутри пациента. Этот коэффициент ослабления обычно выражается через значение чисел, получивших название КТ-числа или числа Хаунсфилда:

75

где μw – линейный коэффициент ослабления воды.

Числа КТ для воды и воздуха имеют значения 0 и –1000 соответственно. На изображении каждая величина числа КТ обозначается серым цветом, и вся матрица КТ-чисел реализуется в изображении поперечного сечения пациента. Обычно эти изображения состоят из 512×512 или 1024×1024 пикселов, при этом производится более миллиона измерений и десятков тысяч решений уравнений. Шкала КТ-чисел показана на рис. 4.5, а величины коэффициентов ослабления излучения для различных тканей тела и жидкостей собраны в табл. 4.1.

Таблица 4.1.

КТ-числа (относительные значения коэффициентов ослабления) для различных органов, тканей и жидкостей

76

Толщина слоя определяется шириной пучка, ограниченного коллиматором и может изменяться от 1 до 10 мм, в то время как время сбора данных может меняться от 0,5 до 5 с. Реконструкция отдельных изображений обычно занимает несколько секунд.

Рис. 4.5. КТ-числа для ряда нормальных тканей. Слева представлена шкала чисел от –1000 до + 1000, а справа – расширенная шкала от –100 до +100

77

Алгоритмы реконструкции бывают разные, у каждого имеются преимущества и недостатки. Например, простой алгоритм обратного проецирования (back projection algorithm) создает изображение со значительными артефактами в областях, где значения коэффициентов ослабления в соседних пикселях отличаются значительно. Это можно улучшить путём применения функции антиразмывания (deblurring function) в виде частотного фильтра (алгоритм фильтрации обратных проекций). Часто в разных ситуациях используются различные фильтры для того,

чтобы выделить определённый тип информации, которую пользователь хочет получить из изображения.

Для расчёта доз при планировании облучения величины КТчисел переводят в значения плотности электронов, отнесенных к значению плотности воды, поскольку это более важно для комптоновских взаимодействий, происходящих в ткани в пучках мегавольтных фотонов, чем КТ-числа, которые создаются в киловольтных пучках [3].

Применение КТ в планировании лучевой терапии началось в начале1980-х. Имеютсяданные, чтопослеполученияновойинформации на КТ-изображениях пришлось изменить метод облучения в 30-80 % случаев, которые планировали без применения КТ. Считается, что для большинства больных, получающих лучевое лечение, планирование должнопроводитьсянаосноведанныхКТ[5].

Получение топограммы

Топограмма во фронтальной или сагиттальной плоскости с нанесенными уровнями сканирования (рис. 4.6), называемая в английской литературе transmission scan, или pilot, или scout scan,

делается в начале топометрического исследования больного для отметки начала и конца области сканирования. Процесс проводится при стационарном положении трубки (как для получения переднезаднего или бокового снимка) при движении пациента через пучок. Затем результат этих измерений преобразуется в изображение, которое по виду похоже на прямой рентгеновский снимок. Однако топограмма геометрически не соответствует рентгеновскому снимку по двум причинам [6]. Поскольку пациент движется в плоскости веерного пучка, топограмма не отражает расхождения по оси Z и в продольном направлении Y. В поперечном направлении расхождение учитывается, но обычно не для

78

расстояния источник–пациент, которое применяется при лечении. Хотя топограммы очень полезны для определения положения первого и последнего сканов, их нельзя применять для планирования облучения, поэтому они не передаются в СП. Отсчет расстояний между сканами ведется в мм от нулевого скана.

Рис. 4.6. Топограмма во фронтальной плоскости с нанесенными уровнями сканирования применяется в начале процесса разметки больного и для отметки области начала и конца сканирования. Расстояние между срезами 1 см. Крестиком обозначен центральный срез

Получение изображения на экране

Изображения смотрят на экране видеомонитора, а затем делают твердую копию на лазерном принтере. Врачи-диагносты обычно изучают изображения на экране монитора, т.к. это дает возможность изменять «окно» (менять различие между верхней и нижней границей КТ-чисел) и уровень (установка середины КТчисел) серой шкалы для получения оптимального изображения для данной клинической ситуации. Пиксели с высоким значением получаются белыми, а с низким значением – видны как черные, а между ними находятся все оттенки серого. Поскольку все

79

изображения получаются в цифровой форме, их можно передавать по локальной компьютерной сети.

4.3. Виртуальная симуляция

КТ дает полное объемное представление об анатомии человека по серии двумерных поперечных срезов. Изображения краев терапевтических пучков, применяемых при дистанционном облучении, можно наложить на изображение пациента путем сложных расчетов с учетом реальной геометрии облучения. Такой метод в упрощенной форме для 2D-срезов был применен еще в конце 1960-х. С применением РКТ для планирования облучения поперечные контуры стали получать из КТ-срезов, или их заменяли КТ-изображениями, т.е. начало виртуальной симуляции уже тогда было заложено в компьютерных СП.

Совмещение изображения геометрии пучков с изображением срезов на консоли КТ-сканера впервые осуществлено в Канаде. Сначала это было простое 2D изображение на поперечном срезе. Однако это уже позволяло «виртуально» планировать облучение тех больных, которые лечились по стандартным методикам, для которых распределение доз было хорошо известно. Поэтому не надо было переносить данные КТ в СП, что сохраняло много времени [7].

Идея применить совместно КТ-изображения и геометрию пучков имела большое значение для протонной терапии, где требовалась особо высокая точность определения положения мишени и распределения дозы. Была создана система, которая соединяла функцию BEV с возможностью интерактивной настройки параметров, относящихся к размеру и ориентации пучков. Напомним, что функция BEV (beam’s eye view), «вид в пучке» или «вид из источника», есть вид проекции контуров структур в плоскости, перпендикулярной оси пучка. Эти концепции были более полно использованы в процессе, в котором томографические изображения из КТ включали в процесс компьютерной симуляции облучения, который иногда исключал необходимость обычной симуляции. Поскольку при этом и пациент, и радиотерапевтический аппарат были виртуальными, то и весь процесс стали называть «виртуальной симуляцией» или «КТ-симуляцией» [8].

80