Образ радиации: Радиация вокруг нас: чего стоит бояться?

Вопросы, которые следует задать врачу или медсестре

Мы рекомендуем вам записать вопросы, которые нужно задать во время визита к врачу или медсестре.Запишите ответы во время встречи, чтобы вы могли еще раз просмотреть их позже.

Какую лучевую терапию я получу?

Сколько процедур я получу?

Какие побочные эффекты следует ожидать во время лучевой терапии?

Пройдут ли эти побочные эффекты после окончания лучевой терапии?

Какие поздние побочные эффекты следует ожидать после лучевой терапии?

Радиация в медицине: процедуры медицинской визуализации

Медицинские визуализационные тесты — это неинвазивные процедуры, которые позволяют врачам диагностировать заболевания и травмы, не вмешиваясь в процесс. Некоторые из этих тестов связаны с воздействием ионизирующего излучения, которое может представлять опасность для пациентов. Однако, если пациенты понимают преимущества и риски, они могут принять наилучшее решение о выборе конкретной процедуры медицинской визуализации.

Большинство людей прошли один или несколько тестов с медицинской визуализацией. Процедуры визуализации — это медицинские тесты, которые позволяют врачам заглядывать внутрь тела, чтобы диагностировать, лечить и контролировать состояние здоровья. Врачи часто используют медицинские процедуры визуализации, чтобы определить наилучшие варианты лечения для пациентов.Тип процедуры визуализации, которую может предложить ваш врач, будет зависеть от вашего состояния здоровья и части тела, которую исследуют. Вот некоторые распространенные примеры визуализационных тестов:

Если ваш врач предлагает рентгеновские снимки или другие медицинские методы визуализации, вам следует принять во внимание следующее:

• Медицинские визуализационные тесты следует выполнять только при необходимости.
• Управление по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов США (FDA) рекомендует обсудить с врачом преимущества и риски процедур медицинской визуализации.

Преимущества и риски процедур медицинской визуализации с использованием ионизирующего излучения

Медицинские визуализационные тесты могут помочь врачам:

• Получите лучший обзор органов, кровеносных сосудов, тканей и костей.
• Определите, является ли операция хорошим вариантом лечения.
• Проводить медицинские процедуры, включающие размещение катетеров, стентов или других устройств внутри тела, определять местонахождение опухолей для лечения и обнаруживать сгустки крови или другие препятствия.
• Руководство по вариантам замены сустава и лечению переломов.

Как и во многих областях медицины, существуют риски, связанные с использованием медицинской визуализации, в которой для создания изображений тела используется ионизирующее излучение. Риски от воздействия ионизирующего излучения включают:

• Небольшое увеличение вероятности того, что у человека, подвергшегося облучению, в более позднем возрасте разовьется рак.
• Последствия для здоровья, которые могут возникнуть после сильного острого воздействия ионизирующего излучения, например, покраснение кожи и выпадение волос.
• Возможные аллергические реакции, связанные с введением контрастного красителя в вены, чтобы лучше видеть исследуемые структуры тела.

Как можно снизить воздействие диагностического ионизирующего излучения?

В случае рентгеновских лучей или других тестов, связанных с воздействием ионизирующего излучения, врачи и специалисты по радиационной безопасности могут помочь снизить ваше воздействие и риск вреда от диагностического ионизирующего излучения:

• Проверка, не проходили ли вы недавно аналогичный тест, который может предоставить им необходимую справочную информацию.
• Проверка, может ли тест, не использующий ионизирующее излучение, предоставить аналогичную информацию.
• Убедитесь, что для вашей процедуры используется минимально возможное количество излучения, необходимое для получения изображения хорошего качества.
• Обеспечивает защитный свинцовый экран для предотвращения воздействия радиации на другие части тела.

Каковы риски процедур медицинской визуализации для беременных?

Поговорите со своим врачом о потенциальных рисках и преимуществах медицинских процедур. Во многих случаях риск рентгеновской процедуры для матери и будущего ребенка очень мал по сравнению с выгодой от получения информации о состоянии здоровья матери или ребенка.

Однако не следует идти на небольшой риск, если он не нужен. Вы можете снизить риски, связанные с процедурами медицинской визуализации, сообщив своему врачу, беременны ли вы или думаете, что беременны, всякий раз, когда врач предлагает сделать рентген брюшной полости. Другие варианты, предложенные FDA, которые могут быть рассмотрены, следующие:

• Если вы беременны, врач может решить, что лучше всего отменить процедуру визуализации, отложить ее или изменить, чтобы уменьшить количество радиации.
• В зависимости от ваших медицинских потребностей и понимания того, что риск очень мал, врач может посчитать, что лучше продолжить процедуру медицинской визуализации в соответствии с планом.

В любом случае вы можете обсудить решение со своим врачом. Для получения дополнительной информации о медицинской визуализации и беременности см. Рентген, беременность и вы. Внешний значок. Кроме того, для получения дополнительной информации о радиационной безопасности при медицинской визуализации взрослых посетите внешний значок веб-сайта Image Wisely.

Есть ли особые рекомендации для детей?

Важно, чтобы при рентгенографии и других процедурах визуализации детей использовалась минимальная экспозиция, необходимая для получения хорошего клинического изображения. Внешний значок Image Gently Alliance, являющийся частью Альянса радиационной диагностики в педиатрической визуализации, предлагает следующее для визуализации детей:

• Используйте визуализацию, когда медицинская польза превышает риск.
• Используйте наиболее подходящие методы визуализации, соответствующие росту ребенка.
• По возможности используйте альтернативные методы визуализации (например, ультразвук или МРТ).

Для получения дополнительной информации о процедурах медицинской визуализации, не использующих ионизирующее излучение, см. «Радиация в медицине: процедуры медицинской визуализации».

Внешний значок FDA также предоставляет информацию родителям, пациентам и поставщикам медицинских услуг для решения проблем, связанных с преимуществами и рисками процедур медицинской визуализации для детей.

Пожалуйста, посетите веб-сайт CDC «Радиация и ваше здоровье» для получения дополнительной информации.

: Инициатива по сокращению ненужного радиационного облучения от медицинских изображений

Версия принтера PDF
(300 КБ)

Содержание

Краткое содержание

Как и все медицинские процедуры, компьютерная томография (КТ), рентгеноскопия и визуализация ядерной медицины представляют как преимущества, так и риски. Эти типы процедур визуализации привели к улучшениям в диагностике и лечении множества заболеваний. В то же время эти типы обследований подвергают пациентов воздействию ионизирующего излучения (далее «радиация»), которое может повысить риск развития рака на протяжении всей жизни человека. Сбалансированный подход к общественному здравоохранению направлен на поддержку преимуществ этих медицинских визуализационных обследований при минимизации рисков.

Управление рисками процедур компьютерной томографии (КТ), рентгеноскопии и ядерной медицины зависит от двух принципов радиационной защиты: соответствующее обоснование для заказа и выполнения каждой процедуры и тщательная оптимизация дозы облучения, используемой во время каждой процедуры .Эти типы визуализационных исследований следует проводить только при наличии медицинского обоснования. При проведении таких обследований пациенты должны получать оптимальную дозу облучения — не больше или меньше, чем необходимо для получения высококачественного изображения. Другими словами, каждый пациент должен получить правильную визуализацию в нужное время с правильной дозой облучения.

FDA может способствовать достижению этой цели, разумно используя наш регулирующий орган, а также сотрудничая с профессиональным сообществом здравоохранения.

В этом документе объявляется о запуске совместной инициативы по сокращению ненужного радиационного облучения от медицинских изображений . В рамках этой инициативы FDA и наши партнеры предпримут следующие шаги:

1. Содействовать безопасному использованию медицинских устройств визуализации;
2. Поддержка принятия обоснованных клинических решений; и
3. Повысьте осведомленность пациентов.

Координируя эти усилия, мы можем оптимизировать облучение пациентов при определенных типах медицинских визуализационных обследований и, таким образом, снизить связанные с этим риски при максимальном использовании преимуществ этих исследований.

Фон

Процедуры медицинской визуализации, которые используются для просмотра различных областей внутри человеческого тела, могут предоставить врачам важную клиническую информацию. Визуализирующие обследования могут позволить неинвазивную диагностику заболевания и мониторинг терапии, а также могут помочь в планировании медицинского и хирургического лечения. Для многих заболеваний раннее выявление, более эффективная диагностика и улучшенный мониторинг терапии с использованием визуализационных исследований могут способствовать снижению заболеваемости, дополнительным вариантам лечения и увеличению продолжительности жизни. ¹ Методы управления изображением также широко используются в различных процедурах, таких как установка катетеров или стентов, удаление сгустков крови или других закупорок.

1. Типы процедур медицинской визуализации

Существует множество типов — или модальностей — процедур медицинской визуализации, в каждой из которых используются разные технологии и методы. Ультразвуковая визуализация (также называемая сонографией) использует высокочастотные звуковые волны для просмотра мягких тканей, таких как мышцы и внутренние органы. Магнитно-резонансная томография (МРТ) использует радиоволны и магнитные поля для получения изображений.

В отличие от ультразвука и МРТ, проекционная радиография (обычно называемая стандартным рентгеновским снимком), компьютерная томография, рентгеноскопия и процедуры ядерной медицины используют ионизирующее излучение для создания изображений тела. Ионизирующее излучение — это форма излучения, обладающая достаточной энергией, чтобы потенциально вызвать повреждение ДНК. Люди ежедневно подвергаются воздействию естественного ионизирующего излучения определенного фонового уровня. ²

В этих различных процедурах визуализации используется разное количество ионизирующего излучения.В процедурах проекционной радиографии, которые включают рентген грудной клетки и маммографию, используется относительно небольшое количество излучения. (См. Таблицу 1 ниже, где указаны типичные дозы облучения от стоматологического рентгена, рентгеновского снимка грудной клетки и маммографии. ) В этих исследованиях устройство пропускает рентгеновские лучи через тело пациента, чтобы произвести от одного до нескольких из двух. -размерные изображения — так называемые рентгенограммы — определенной области тела. В то время как проекционная рентгенография, включая маммографию, составляет примерно 74% процедур визуализации с использованием излучения, которые ежегодно проводятся в США.S., он составляет лишь 11% от общего годового облучения по данным медицинской визуализации. ³

Во время компьютерной томографии (также называемой компьютерной томографией) вращающийся источник пропускает рентгеновские лучи через тело пациента, чтобы получить несколько изображений поперечного сечения определенной области. Эти двухмерные изображения также можно объединить в цифровом виде для создания единого трехмерного изображения. В рентгеноскопической процедуре устройство пропускает рентгеновские лучи через тело пациента в течение короткого промежутка времени для получения движущегося изображения в реальном времени, которое можно использовать для наблюдения за движением объекта или вещества в теле. Во время процедуры ядерной медицины, такой как сканирование с помощью позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ), пациенту вводят небольшое количество радиоактивного вещества, называемого радиофармпрепаратом или радиоактивным индикатором. Затем используется детектор вне тела для просмотра изображения радиоактивного материала, движущегося через тело.

Поскольку процедуры компьютерной томографии, рентгеноскопии и ядерной медицины включают многократное или продолжительное воздействие радиации, эти типы исследований связаны с более высокой дозой облучения, чем проекционная радиография.Например, эффективная доза для взрослых при компьютерной томографии головы эквивалентна эффективной дозе для взрослых при примерно 100 рентгеновских снимках грудной клетки. Эффективная доза для взрослых при КТ брюшной полости примерно эквивалентна эффективной дозе для взрослых при примерно 400 рентгеновских снимках грудной клетки. ⁴ (диапазон доз от различных процедур КТ, рентгеноскопии и ядерной медицины см. В Таблице 1 ниже). В то время как исследования КТ, интервенционной рентгеноскопии и ядерной медицины составляют лишь приблизительно 26% процедур визуализации с использованием излучения, которое проводятся ежегодно в США.S., они составляют 89% от общего годового облучения по данным медицинской визуализации. ⁵

Таблица 1. Дозы излучения при различных типах процедур медицинской визуализации ⁶

2.

Согласно отчету Национального совета по радиационной защите и измерениям (NCRP) за март 2009 года, общее воздействие ионизирующего излучения на население США почти удвоилось за последние два десятилетия. ⁷ Этот рост во многом объясняется увеличением облучения от компьютерной томографии, ядерной медицины и интервенционной рентгеноскопии. ⁸ По оценкам NCRP, в США было выполнено 67 миллионов компьютерных томографов, 18 миллионов процедур ядерной медицины, 17 миллионов процедур интервенционной рентгеноскопии и 18 миллионов процедур ядерной медицины.С. в 2006 г., и авторы прогнозируют, что эти цифры будут продолжать расти. ⁹

Высказывались опасения по поводу рисков, связанных с облучением пациентов при медицинской визуализации. Поскольку ионизирующее излучение может вызвать повреждение ДНК, воздействие может повысить риск развития рака на протяжении всей жизни человека. Хотя риск для человека от одного обследования сам по себе не может быть большим, ежегодно проводятся миллионы обследований, что делает радиационное облучение от медицинских изображений важной проблемой для общественного здравоохранения. ¹⁰ Беррингтон де Гонсалес и др. По оценкам, примерно 29 000 будущих раковых заболеваний могут быть связаны с компьютерной томографией, проведенной в США в 2007 году. ¹¹ Smith-Bindman et al. подсчитали, что у 1 из 270 женщин и 1 из 600 мужчин, которые проходят КТ-коронарную ангиографию в возрасте 40 лет, разовьется рак после этого КТ-сканирования; риски для 20-летних примерно вдвое выше, а для 60-летних примерно вдвое меньше. ¹² Хотя эксперты могут расходиться во мнениях относительно степени риска рака по данным медицинской визуализации, существует единое мнение о том, что следует тщательно взвесить медицинскую необходимость данного уровня радиационного облучения с рисками.

Случайное воздействие очень высоких доз радиации также может вызвать краткосрочные травмы, такие как ожоги и выпадение волос. Прямое воздействие таких доз на глаза может увеличить риск развития катаракты. FDA в настоящее время расследует несколько недавних случаев острого чрезмерного облучения при КТ-сканировании перфузии головного мозга. ¹³ В каждом из этих случаев пациенты получали гораздо более высокую дозу радиации, чем обычно при таких сканированиях.

3. Ненужное облучение

Поскольку компьютерная томография, рентгеноскопия и ядерная медицина требуют использования радиации, этим типам процедур присущ некоторый уровень радиационного облучения.Тем не менее, когда эти процедуры выполняются надлежащим образом, медицинские преимущества, которые они могут обеспечить, обычно перевешивают риски.

Однако, если не принять надлежащих мер предосторожности, пациенты могут подвергнуться облучению без клинической необходимости или пользы. Ненужное облучение может быть результатом использования дозы облучения, превышающей оптимальную для удовлетворения клинических потребностей данной процедуры. В какой-то момент использование более высокой дозы облучения может дать изображение с более высоким разрешением. Если доза слишком мала, качество результирующего изображения может быть плохим, и, как результат, врач не сможет сделать точное клиническое определение. Оптимальная доза облучения — это минимально достижимая малая доза при сохранении достаточного качества изображения для удовлетворения клинических потребностей.

Ненужное облучение может также быть результатом выполнения определенной процедуры медицинской визуализации, когда это не оправдано с медицинской точки зрения с учетом признаков и симптомов пациента или когда альтернатива может быть предпочтительнее, учитывая всю историю радиационного облучения пациента.

Существует широкое согласие с тем, что следует принимать меры для уменьшения ненужного облучения.

Факторы, способствующие ненужному облучению

Несколько факторов могут способствовать ненужному облучению при медицинских исследованиях.

1. Проблемы, связанные с использованием устройства

Высказывались опасения по поводу того, как центры визуализации проводят медицинские визуализационные обследования, в которых используется излучение: наблюдались широкие различия между дозами облучения, связанными с конкретными типами медицинских визуальных обследований. Например, изучая компьютерную томографию, проведенную на взрослых пациентах в нескольких учреждениях в районе залива Сан-Франциско, Smith-Bindman et al.Сообщите о среднем 13-кратном разбросе между самой высокой и самой низкой дозой для каждого типа оцениваемого исследования. ¹⁴ Столь большие различия в дозах облучения требуют стандартизации и говорят о необходимости повышения качества.

Практикующие врачи, использующие медицинское оборудование для визуализации, могут не иметь адекватной информации или всестороннего понимания дозы облучения и связанных с ними процессов обеспечения качества для обеспечения качества, согласованности и радиационной безопасности при обследовании с помощью медицинской визуализации.Например, в то время как новые КТ и рентгеноскопические устройства включают отображение показателей дозы, в некоторых отсутствуют другие меры безопасности, такие как настройки параметров по умолчанию, которые оптимизируют дозу облучения или предупреждают, когда доза облучения в данном исследовании превышает определенный референсный уровень или диапазон. Поскольку современные методы измерения дозы облучения в значительной степени основаны на моделях для взрослых, получение значимых показателей дозы в реальном времени для педиатрических процедур может быть особенно сложной задачей. FDA занимается улучшением и установлением стандартов для расчета доз для детей.

Нормы дозы облучения пациента называются «диагностическими контрольными уровнями» или «контрольными значениями дозы», и они обычно соответствуют точкам 75-го или 80-го процентиля распределения значений измеренных доз для конкретных процедур визуализации. ¹⁵ Диагностические референтные уровни — это эталоны, с которыми можно сравнить практику учреждения в программе обеспечения качества радиационной защиты: когда диагностический референтный уровень превышается при любом конкретном обследовании, учреждение может провести расследование, чтобы увидеть, можно ли снизить облучение без ухудшения качества изображения.

, включая Американский колледж радиологии (ACR), Американскую ассоциацию физиков в медицине (AAPM) и NCRP, провели работу по установлению признанных на национальном уровне диагностических референтных уровней для многих процедур визуализации, и FDA было активным участником этих усилий. . ¹⁶ Однако функции безопасности оборудования предупреждают операторов и интерпретируют врачей о дозах, которые превышают диагностические референсные уровни или превышают пиковую дозу на кожу. ¹⁷ пороговые значения для радиационно-индуцированного поражения кожи еще не стандартизированы.Кроме того, существует множество процедур медицинской визуализации, особенно для педиатрических пациентов, для которых референтные диагностические уровни еще не установлены. Без диагностических референсных уровней практикующим специалистам сложно оценить, попадает ли доза облучения, использованная во время данного исследования, в разумные пределы.

Даже при наличии средств защиты оборудования пользователи могут не пройти надлежащую подготовку по правильному использованию этих функций и важности оптимизации дозы облучения.Кроме того, учреждения по визуализации могут не иметь надлежащих методов обеспечения качества, таких как регулярная оценка их протоколов исследований и оборудования.

Некоторые шаги были предприняты для решения этих проблем. В рамках кампаний Image Gently и Step Lightly Альянс за радиационную безопасность в педиатрической визуализации разработал учебные материалы для педиатров, радиологов, техников-радиологов и родителей, чтобы поощрять осторожное использование компьютерной томографии и интервенционной рентгеноскопии у детей. ¹⁸ Эти кампании разработаны для повышения осведомленности о способах снижения дозы облучения при педиатрических процедурах визуализации. ACR и Радиологическое общество Северной Америки (RSNA) в настоящее время разрабатывают кампанию Image Wisely, в которой те же принципы будут применяться к взрослым пациентам.

2. Вопросы, связанные с принятием клинических решений

Также высказывались опасения, что врачам может не хватать важной информации, которая могла бы послужить основой для их решений при назначении медицинских визуальных исследований с использованием радиации.

Лечащие врачи могут не иметь доступа к медицинской визуализации пациентов или истории доз облучения. Из-за недостатка информации врачи могут без необходимости заказывать процедуры визуализации, которые уже были проведены. Кроме того, стандартизованная отчетность со структурированной дозой, технически доступная в новых системах компьютерной томографии и флюороскопах, используемых в интервенционных процедурах, все еще находится в зачаточном состоянии; Отчеты о дозах обычно не связаны средствами обслуживания ни с файлами изображений, ни с медицинскими картами пациентов.Если у врача была запись о дозе радиации, которой пациент подвергался в предыдущих процедурах медицинской визуализации, такая информация могла бы повлиять на его или ее решение назначить обследование определенного типа.

В некоторых случаях лечащие врачи могут не знать или не знать рекомендуемых критериев для принятия решений о том, является ли конкретная процедура визуализации эффективной с медицинской точки зрения. В результате они могут без достаточных оснований заказывать процедуры визуализации и подвергать пациентов облучению без надобности.Различные профессиональные организации, в том числе ACR и Американский колледж кардиологии (ACC), разработали и работают над распространением критериев направления на визуализацию, называемых «критериями соответствия» или «критериями надлежащего использования», связанных с рядом заболеваний. ¹⁸ Тем не менее, критерии для надлежащего порядка проведения медицинских исследований изображений еще не получили широкого распространения в практикующем медицинском сообществе.

Инициатива по сокращению ненужного радиационного облучения от медицинских изображений

FDA запускает совместную инициативу по сокращению ненужного радиационного облучения от медицинских изображений , уделяя особое внимание типам процедур визуализации, которые связаны с самыми высокими дозами радиации: компьютерной томографии, рентгеноскопии и ядерной медицине.

В рамках этой инициативы FDA предпримет шаги — напрямую и в сотрудничестве с другими — для смягчения факторов, способствующих ненужному облучению от этих трех методов медицинской визуализации. Цель этих усилий — поддержать преимущества, связанные с медицинской визуализацией, при минимизации рисков. Поскольку некоторые из описанных выше факторов не входят в компетенцию FDA, мы также рекомендуем другим группам дополнительные действия, которые будут поддерживать нашу работу.FDA будет сотрудничать с нашими партнерами и другими сторонами для мониторинга и оценки результатов этих усилий.

1. Содействовать безопасному использованию устройств медицинской визуализации

Надзор FDA за медицинскими устройствами распространяется на весь жизненный цикл продукта, от разработки до использования. FDA предпримет следующие действия для обеспечения безопасного использования медицинского оборудования для визуализации.

FDA выпустит целевые требования для производителей КТ и рентгеноскопических устройств, чтобы включить важные дополнительные меры безопасности в конструкцию этих машин, разработать более безопасные технологии и обеспечить дополнительное обучение для поддержки безопасного использования практикующими врачами. В качестве первого шага FDA намерено провести открытое собрание 30 и 31 марта 2010 г., чтобы запросить мнение о том, какие требования устанавливать. FDA может потребовать, например, чтобы компьютерная томография и рентгеноскопические устройства отображали, регистрировали и сообщали о дозе облучения и предупреждали пользователей, когда доза превышает диагностический референсный уровень, пиковый порог кожной дозы для повреждения или какое-либо другое установленное значение.FDA может также потребовать от производителей предоставить дополнительные данные в своих предпродажных материалах для поддержки конкретных клинических применений и включить эту информацию в маркировку продуктов и обучение, чтобы повысить безопасность использования этих устройств.

В соответствии с Законом об улучшении медицинских услуг для пациентов и поставщиков медицинских услуг (MIPPA), ²⁰ CMS наблюдает за аккредитацией автономных медицинских учреждений визуализации. ²¹ Кроме того, CMS установила условия участия для больниц и сопроводительные инструкции для инспекторов Medicare. ²²

FDA работает с CMS и ее назначенными организациями по аккредитации, чтобы поддержать включение ключевых практик обеспечения качества в критерии аккредитации MIPPA для автономных средств визуализации. FDA и CMS также изучают варианты улучшения существующих инструкций по интерпретации для больниц, связанных с их услугами радиологической и ядерной медицины.FDA традиционно встраивает инструкции по обеспечению качества в маркировку продукта и обучение, чтобы способствовать безопасному использованию. Сотрудничество с CMS поможет повысить качество обслуживания пользователей и в дальнейшем будет способствовать безопасному использованию медицинского оборудования для визуализации.

Опираясь на усилия различных профессиональных организаций, таких как ACR и NCRP, FDA рекомендует медицинским организациям продолжать разработку признанных на национальном уровне диагностических референтных уровней для процедур медицинской визуализации, в которых используется излучение, включая педиатрические процедуры. FDA расширит наше участие в этих усилиях. Например, мы будем сотрудничать с другими в разработке инструментов для сбора более значимых данных о дозах облучения на объектах пользователей, чтобы поддержать установление более точных диагностических контрольных уровней.Эти уровни будут способствовать обеспечению качества и безопасному использованию медицинских устройств визуализации, помогая практикующим специалистам оценить, является ли доза облучения, используемая во время данного обследования, разумной.

Для процедур, для которых такие нормы еще не разработаны на национальном уровне, FDA рекомендует, чтобы каждое пользовательское учреждение, насколько это возможно, разработало свои собственные местные диагностические референсные уровни для использования до тех пор, пока не станут доступны более широко признанные уровни.

Регистр доз облучения — это совокупность данных о дозах облучения пациентов, не идентифицируемых в результате индивидуальных медицинских визуализационных исследований.Путем объединения данных о дозах по всем учреждениям визуализации по всей стране национальный регистр доз облучения ²³ поможет поддержать разработку диагностических референсных уровней там, где они еще не существуют, и позволит провести широкую проверку тех уровней, которые были разработаны на сегодняшний день. ²⁴

Такой реестр также поможет установкам сравнивать свои дозы облучения с дозами других источников и может быть ключевым источником информации о тенденциях изменения доз во времени. Рафф, Чиннайян, Доля и др.недавно использовал реестр доз для кардиальной КТ-ангиографии в Мичигане, чтобы измерить эффективность применения избранных передовых методов снижения доз. ²⁵

2. Поддержка принятия обоснованных клинических решений

FDA не наблюдает за медицинской практикой; однако существуют прямые и косвенные действия, которые FDA может предпринять, чтобы предоставить медицинским работникам инструменты, которые будут информировать их о решениях в отношении медицинской визуализации.

FDA выпустит целевые требования для производителей КТ и рентгеноскопических устройств, чтобы включить в них функции оборудования, которые предоставят клиницистам дополнительную информацию для принятия решений. В качестве первого шага FDA намерено провести открытое собрание 30 и 31 марта 2010 г., чтобы запросить мнение наших внешних клиентов о том, какие требования следует установить.FDA может потребовать, например, чтобы компьютерная томография и рентгеноскопические устройства были способны выполнять определенные функции, такие как получение значения дозы излучения от каждого исследования и связывание его с исследуемым изображением для облегчения хранения информации о дозе в бумажной или электронной медицинской карте пациента . FDA может также потребовать, чтобы устройства были способны автоматически записывать информацию о дозе облучения в стандартизированный структурированный отчет по цифровым изображениям и коммуникациям в медицине (DICOM) и передавать эту информацию в электронную медицинскую карту пациента или реестр доз.Такие шаги предоставят врачам более полную информацию о визуализации пациента и истории доз облучения, чтобы поддержать их решения о наиболее подходящем клиническом курсе действий для каждого пациента.

Опираясь на усилия различных профессиональных организаций, включая ACR и ACC, FDA рекомендует профессиональному сообществу здравоохранения продолжать разработку и принятие соответствующих критериев использования для процедур компьютерной томографии, рентгеноскопии и ядерной медицины.Электронные средства поддержки принятия решений для заказа процедур визуализации могут включать эти критерии для повышения качества и согласованности принятия клинических решений.

3. Повышение осведомленности пациентов

По мере того, как усилия, описанные выше, продолжаются, FDA признает важность предоставления пациентам информации и инструментов, которые помогут им и их врачам контролировать свое воздействие радиации на основе медицинских изображений в краткосрочной перспективе, даже до того, как долгосрочные изменения вступят в силу.

FDA сотрудничает с совместной рабочей группой ACR и RSNA, которая в настоящее время координирует Image Wisely, чтобы разработать и распространить карту записи медицинских изображений пациента. ²⁶ FDA разместит эту карту на нашем веб-сайте. Хотя в конечном итоге лучшим способом отслеживания истории радиационного облучения пациента будет включение ее в бумажную или электронную медицинскую карту пациента, личная учетная карточка даст пациентам и их опекунам средство в краткосрочной перспективе отслеживать их собственное медицинское историй изображений и обмена этой информацией со своими врачами.Это поможет облегчить критические дискуссии между пациентами и поставщиками медицинских услуг о лучших доступных клинических вариантах.

Заключение

Медицинская визуализация имеет много важных клинических применений и может дать значительные преимущества. Однако компьютерная томография, рентгеноскопия и методы визуализации ядерной медицины также представляют опасность. Сбалансированный подход к общественному здравоохранению направлен на поддержку преимуществ медицинской визуализации при одновременном снижении рисков. FDA, другие представители федерального правительства и профессиональное сообщество здравоохранения должны сыграть свою роль в таком подходе.В рамках Инициативы по сокращению ненужного облучения от медицинских изображений FDA и наши партнеры будут работать над значительным сокращением ненужного облучения пациентов при КТ, рентгеноскопии и исследованиях ядерной медицины.

¹ См., Например, точку зрения Обуховски Н.А. и др. «Десять критериев эффективного скрининга: их применение для мультиспирального КТ-скрининга легочного и колоректального рака», Американский журнал рентгенологии , июнь 2001 г., Vol.176, стр. 1357-1362.

² Средняя эффективная доза от фонового излучения составляет около 3 мЗв в год. (Mettler, Jr. FA, et al., Эффективные дозы в радиологии и диагностической ядерной медицине: каталог, Radiology , июль 2008 г., том 248, № 1, стр. 254-263.)

³ Национальный совет по радиационной защите и измерениям, Отчет NCRP № 160: Воздействие ионизирующего излучения на население США, , 3 марта 2009 г., стр.142-146.

⁴ Здесь средние эффективные дозы для взрослых при КТ-исследованиях головы (2 мЗв) и живота (8 мЗв) сравниваются со средней эффективной дозой для взрослых при задне-переднем рентгеновском снимке грудной клетки (0,02 мЗв). (Mettler, Jr. FA, et al., Июль 2008 г.)

⁵ Национальный совет по радиационной защите и измерениям, Отчет NCRP № 160 , март 2009 г., стр. 142-146.

⁶ В таблице 1 средние эффективные дозы для взрослых при различных типах исследований сравниваются со средней эффективной дозой для взрослых при задне-передней рентгенографии грудной клетки (0.02 мЗв). Дополнительная информация представлена ​​ниже. (Mettler, Jr. FA, et al., Июль 2008 г.)

^6a 0,005 мЗв — средняя эффективная доза для взрослого человека при внутриротовом рентгеновском снимке. 0,01 мЗв — средняя эффективная доза для взрослого человека при панорамном рентгеновском снимке зубов.

^6b 2 мЗв — средняя эффективная доза для взрослого человека при компьютерной томографии головы. 16 мЗв — это средняя эффективная доза для взрослого человека при КТ-коронарной ангиографии.

^6c 0,2 мЗв — средняя эффективная доза для взрослого человека при исследовании вентиляции легких с использованием 99mTc-DTPA.41 мЗв — это средняя эффективная доза для взрослого человека в результате сердечного стресс-теста и отдыха с использованием хлорида таллия 201.

^6d 5 мЗв — средняя эффективная доза для взрослого при ангиографии головы и / или шеи. 70 мЗв — средняя эффективная доза для взрослых при размещении трансъюгулярного внутрипеченочного портосистемного шунта.

⁷ В начале 1980-х годов воздействие ионизирующего излучения из всех источников на душу населения в США составляло 3,6 мЗв. К 2006 году эта цифра выросла до 6.25 мЗв. (Национальный совет по радиационной защите и измерениям, Отчет NCRP No. 160 , март 2009 г., стр. 242-243.)

⁸ В начале 1980-х годов на медицинскую визуализацию приходилось 15% воздействия ионизирующего излучения из всех источников на душу населения в США (0,54 мЗв из 3,6 мЗв). В 2006 г. на медицинскую визуализацию приходилось 48% облучения на душу населения (3 мЗв из 6,25 мЗв), при этом на КТ, ядерную медицину и интервенционную рентгеноскопию приходилось 24%, 12% и 7% соответственно.(Национальный совет по радиационной защите и измерениям, Отчет NCRP No. 160 , март 2009 г., стр. 242-243.)

⁹ Национальный совет по радиационной защите и измерениям, Отчет NCRP № 160 , март 2009 г., стр. 142-146.

¹⁰ Бреннер Д. Д. и Холл Э. Дж., Компьютерная томография: возрастающий источник радиационного воздействия, Медицинский журнал Новой Англии , ноябрь 2007 г., том. 357, No. 22, pp. 2277-2284.

¹¹ Беррингтон де Гонсалес А. и др., «Прогнозируемые риски рака по результатам компьютерного томографического сканирования, проведенного в США в 2007 г.», Архив внутренней медицины , декабрь 2009 г., том. 169, No. 22, pp. 2071-2077.

¹² Смит-Биндман и др., «Доза излучения, связанная с обычными компьютерными томографическими исследованиями и связанный с этим риск рака в течение всей жизни», Архив внутренней медицины , декабрь 2009 г., том. 169, No. 22, pp. 2078-2086.

¹³ Пресс-релиз FDA, «FDA делает промежуточные рекомендации по устранению опасений чрезмерного радиационного воздействия во время КТ-перфузионной визуализации», 7 декабря 2009 г. ¹⁴ Смит-Биндман и др., Декабрь 2009 г.

¹⁵ Референсные диагностические уровни были введены в Великобритании (NRPB / RCR, «Снижение дозы для пациентов в диагностической радиологии», Doc. NRPB , 1990, Vol. 1, No. 3, pp. 1-46). включены в рекомендации Международной комиссии по радиологической защите ( Радиологическая защита и безопасность в медицине, , Публикация МКРЗ 73 , Анналы МКРЗ , 1996 г., том 26, № 2). В соответствии с Директивой Европейского Совета 97/43 / Евратом ( Официальный вестник Европейских сообществ , 9 июля 1997 г., No.L 180, pp. 22-27), диагностические референтные уровни широко приняты в Европе. См., Например, следующие ссылки и цитаты в нем: Gray JE, et al., «Справочные значения для диагностической радиологии: применение и влияние», Radiology , май 2005 г., Vol. 235, № 2, стр. 354-358; Рода А.Р., Лопес М.С. и Фаусто А.М., «Контрольные уровни диагностики в компьютерной томографии в IPOCFG, EPE», Всемирный конгресс по медицинской физике и биомедицинской инженерии, 7–12 сентября 2009 г., Мюнхен, Германия, IFMBE Proceedings , Vol.25 / III, Олаф Дёссель и Вольфганг К. Шлегель (ред.), Springer 2009, стр. 26-29; Treier R и др., «Диагностические контрольные уровни в компьютерной томографии в Швейцарии», , там же, ., Стр. 146-149.

¹⁶ Контрольные уровни диагностики, рекомендованные ACR. Референсные значения, рекомендованные AAPM, опубликованы в Gray JE, et al., «Справочные значения для диагностической радиологии: применение и влияние», Радиология, май 2005 г., Vol. 235, № 2, с. 354-358. Информация об усилиях NCRP по разработке диагностических референсных уровней.

¹⁷ См., Например, Miller DL, et al., «Дозы излучения в процедурах интервенционной радиологии: исследование RAD-IR, часть II: доза на кожу», , Журнал интервенционной сосудистой радиологии, , август 2003 г., том. 14, No. 8, pp. 977-990; и Маркс М.В., «Доза радиации в интервенционном радиологическом исследовании: знание несет ответственность», , там же, ., стр. 947-951.

¹⁸ Дополнительную информацию о кампаниях Image Gently и Step Lightly можно найти в Интернете по адресу https: // www.imagegently.org/.

¹⁹ Критерии соответствия ACR® доступны в Интернете по адресу https://www.acr.org/Clinical-Resources/ACR-Appgotiness-Criteria/About-the-ACR-AC.

²⁰ Закон об улучшении медицинской помощи для пациентов и поставщиков медицинских услуг от 2008 г. P. L. 110-275. 15 июля 2008 г. 122 Стат. 2494.

²¹ 42 C.F.R. 414,68.

²² 42 C.F.R. 482.

²³ Можно создать единый национальный регистр доз для нескольких типов процедур визуализации или отдельные регистры для различных типов процедур.Хотя термин «реестр» используется здесь в единственном числе, FDA поддерживает любой подход.

²⁴ ACR работает над созданием реестра индекса дозы для различных методов визуализации, чтобы можно было проводить сравнения между участвующими учреждениями. ACR недавно провела пилотный проект регистрации индекса дозы для КТ. Дополнительная информация доступна в Интернете по адресу https://www.acr.org/Practice-Management-Quality-Informatics/Imaging-3/Case-Studies/Quality-and-Safety/Big-Data-Registry.

²⁵ Raff GL, Chinnaiyan KM, Share DA, et al., «Доза облучения от компьютерной томографии сердца до и после внедрения методов снижения дозы облучения», журнал Американской медицинской ассоциации , июнь 2009 г., том. 301, No. 22, pp. 2340-2348.

²⁶ Новая карта записи медицинских изображений обновлена ​​и в настоящее время доступна по адресу:

Карта медицинской карты пациента (стандартный размер)

Карта медицинской карты пациента (размер бумажника)

Управление изображениями в лучевой терапии: методы и применение

В современной лучевой терапии акцент на уменьшении объема облучения высокими дозами лучевой терапии, повышении точности лечения, а также снижении связанной с радиацией токсичности нормальных тканей увеличился, и, таким образом, больше Важное значение придается точной проверке и коррекции положения до проведения лучевой терапии.В настоящее время разработано несколько методов, которые безупречно достигают этих целей, хотя все они имеют свои ограничения. Не существует единого доступного метода, который устраняет неопределенности, связанные с обработкой, без значительного увеличения стоимости. Однако проведение «высокоточной лучевой терапии» без периодического контроля изображений принесет больше вреда, чем обработка больших объемов для компенсации ошибок настройки. В настоящем обзоре мы обсуждаем концепцию управления изображением в лучевой терапии, доступные в настоящее время методы, а также ожидаемые преимущества и недостатки.

1. Введение

Радиотерапия всегда требовала входных данных от визуализации для планирования и выполнения лечения, когда цель лечения не расположена на поверхности, а осмотр и визуальное подтверждение невозможны. Традиционные методы лучевой терапии включают использование анатомических ориентиров на поверхности, а также радиологическую корреляцию с двумерной визуализацией в виде пленок порта или рентгеноскопической визуализации.

В целом визуализация играет две основные роли в лучевой терапии: (a) Сложные методы визуализации, такие как сканирование компьютерной томографии с контрастным усилением (CECT), магнитно-резонансная томография (MRI), сканирование позитронно-эмиссионной томографии (PET) и ангиография для получения трехмерных изображений. (3D) структурная и биологическая информация, которая используется для точного определения цели и, таким образом, обеспечивает точное и точное планирование лечения с помощью фигурных лучей в изоцентрической или неизоцентрической геометрии.(b) Методы визуализации «в помещении» (планарные, объемные, видео или ультразвуковые) позволяют периодически получать информацию о положении и перемещении цели (в рамках одного сеанса или между последовательными сеансами), сравнивать ее с эталонной визуализацией и давать обратную связь. чтобы исправить настройку пациента и оптимизировать локализацию цели. Они также могут предоставить обратную связь, которая может помочь адаптировать последующие сеансы лечения в соответствии с ответом опухоли.

Более конкретно, современная лучевая терапия рассматривает последнее применение с визуализацией «в помещении» как «лучевую терапию под визуальным контролем» (IGRT).

Современные методы лучевой терапии с дистанционным облучением, такие как лучевая терапия с модуляцией интенсивности (IMRT), терапия с объемной модуляцией дуги (VMAT), стереотаксическая радиохирургия (SRS) или стереотаксическая лучевая терапия (SRT), помогли снизить запас безопасности вокруг целевых объемов, что позволило более низкие нормальные тканевые дозы без ущерба для доставки опухолевидных доз. Однако существует большая неопределенность в точном определении положения мишеней во время проведения фракционированной лучевой терапии, как во время данной фракции, так и между последовательными фракциями.Цели, которые могут двигаться во время лечения из-за дыхательных или перистальтических движений или пульсации сердца, создают еще большую проблему. Следовательно, существует необходимость в разработке и реализации стратегий для измерения, мониторинга и исправления этих неопределенностей. Это привело к развитию различных технологий визуализации в помещении, которые позволяют оценивать и исправлять ошибки настройки, анатомические изменения, связанные с потерей или деформацией веса, или движения внутренних органов, связанные с дыханием, перистальтикой или наполнением прямой кишки / мочевого пузыря.

Планирование лечения брахитерапией также включает ортогональную рентгенографию и рентгеноскопию для направления установки катетера / аппликатора для брахитерапии, объемную визуализацию с КТ или МРТ для идентификации и реконструкции аппликатора, а также оптимизацию плана в трех измерениях на основе изображений. Распределение изодозы анализируется и оптимизируется для визуализации распределения дозы на цель, а также на критические структуры. Это повышает эффективность и безопасность лечения.

2. Концепция IGRT

Несмотря на техническую сложность, хирургические процедуры позволяют оперирующим хирургам непосредственно визуализировать и обрабатывать свои цели, что устраняет двусмысленность в идентификации и надлежащем управлении.Радиотерапия, несмотря на то, что является местной терапией, направленной на достижение аналогичных целей, по своей сути несет в себе недостаток, заключающийся в том, что при использовании традиционных методов лечения делается большое количество допущений. Набор данных трехмерного изображения, полученный при моделировании, представляет собой снимок опухоли, ее отношения к нормальным структурам, а также форму и положение пациента в один момент времени, и именно эта модель используется для разработки плана и расчета дозы. На этапе планирования используется множество предположений, основанных на предыдущем опыте и литературе, в отношении границ клинического целевого объема (CTV) для определения микроскопического распределения вокруг опухоли и планирования границ целевого объема (PTV) для включения ожидаемого диапазона внутренних движение органа и ошибки настройки.Затем лечение проводится с верой в то, что все эти предположения будут верны для любого данного пациента во время ежедневных сеансов лечения, главным из которых является то, что анатомия пациента и опухоли, а также их положение относительно устройств позиционирования не изменились со времени моделирование. Однако предположение о том, что доза, рассчитанная по набору данных компьютерной томографии в системе планирования, соответствует дозе, полученной через каждую фракцию или через весь курс лучевой терапии, является серьезной ошибкой.Кроме того, внутренние органы и цели движутся вместе с дыханием и перистальтикой, и планирование лучевой терапии в наборе данных статического изображения не может учесть ошибки, связанные с этим движением. Чтобы гарантировать, что все эти допущения не ставят под угрозу доставку дозы к CTV, принимаются более широкие пределы PTV. Это приводит к включению большого объема нормальных тканей в облучаемый объем. IGRT дает метод регулярного сбора этой информации во время курса лечения в виде серийных «снимков» и является средством проверки точной и точной доставки излучения.Проще говоря, процесс IGRT гарантирует, что проводимое лечение соответствует предполагаемому лечению в точном нацеливании на опухоль при минимизации «побочного ущерба». Изменения суммарной доставленной дозы и их влияние на борьбу с заболеванием, а также на токсичность можно свести к минимуму путем использования соответствующих устройств локализации и границ PTV. Иногда может потребоваться перепланировка, если наблюдаются грубые отклонения, превышающие заданные допуски [1–3].

IGRT позволяет оценить геометрическую точность «модели пациента» во время лечения.Он обеспечивает метод, с помощью которого определяются отклонения анатомии от первоначального плана, и эта информация используется для обновления дозиметрических допущений. Стратегии коррекции могут включать в себя ежедневное изменение положения пациента для регистрации положения пациента в соответствии с базовым планом или пересчет лечения в реальном времени, чтобы отразить представление пациента во время данной фракции. Эта философия переоценки лечения и учета различий между реальной анатомией пациента в конкретный день и моментальным снимком запланированного лечения известна как адаптивная лучевая терапия [4].Конечная цель — переоценить и в определенных ситуациях переопределить ежедневное позиционирование для лечения, чтобы оно оставалось в том же русле, что и предполагаемое лечение. Будущие применения могут включать титрование дозы для максимального эффекта или смягчения побочных эффектов.

3. Ошибки и поля

Ошибка в проведении лучевой терапии определяется как любое отклонение от запланированного или запланированного лечения. Большая степень неопределенности присуща практике лучевой терапии и может быть в форме механических неопределенностей, связанных с параметрами лечебного блока, такими как движение кушетки и гентри, неуверенность пациента, связанная с возможностью комфортно лежать в определенном положении и сотрудничать во время лечения. геометрические неопределенности, связанные с положением и движением цели, и дозиметрические неопределенности.IGRT имеет дело с геометрическими неопределенностями, которые могут быть как внутрифракционными, так и межфракционными [5, 6].

Как межфракционные, так и внутрифракционные неопределенности могут быть результатом комбинации систематических и случайных ошибок.

Систематическая ошибка — это, по сути, ошибка подготовки к лечению, которая вводится в цепочку в процессе позиционирования, моделирования или определения цели. Эта ошибка, если ее не исправить, повлияет на все фракции обработки одинаково. С другой стороны, случайная ошибка — это ошибка выполнения лечения, она непредсказуема и зависит от каждой доли.Систематические ошибки смещают все распределение дозы от CTV, в то время как случайные ошибки размывают это распределение вокруг CTV. Из этих двух систематическая ошибка более опасна, поскольку она будет иметь гораздо большее влияние на точность лечения и, следовательно, терапевтическое соотношение.

Поля добавляются к CTV, чтобы учесть эти ошибки. Эти поля представляют собой геометрические расширения вокруг CTV и могут быть неоднородными во всех измерениях в зависимости от ожидаемых ошибок. Эти запасы обеспечивают достижение целей дозиметрического планирования, несмотря на различия во фракциях и между ними.ICRU 62 определяет распространение PTV вокруг CTV как совокупность двух факторов — внутреннего движения цели (внутренний запас) и вариаций настройки (запас настройки) [7]. В зависимости от наблюдаемых систематических и случайных ошибок в данной настройке для конкретного участка лечения в литературе существует множество рецептов для расчета пределов PTV [8, 9]. Для повышения терапевтического соотношения может применяться множество стратегий коррекции для уменьшения этих границ и может включать в себя оперативную или автономную коррекцию межфракционных ошибок или коррекцию внутрифракционного движения в реальном времени.Отслеживание и коррекция движения органа помогает уменьшить внутренний запас, в то время как повышенная точность позиционирования сокращает пределы настройки, тем самым уменьшая необходимый запас PTV.

4. Офлайн-коррекция и онлайн-коррекция

Офлайн- и онлайн-стратегии коррекции IGRT относятся к тому, находится ли пациент на лечебной кушетке во время проверки, и будет ли корректировка применяться к тому же или к последующим сеансам.

В автономной стратегии изображения получают до обработки и сопоставляют с эталонным изображением в более поздний момент времени.Эта стратегия направлена ​​на определение индивидуальной систематической ошибки настройки и, таким образом, ее уменьшение. В сочетании с данными настройки других пациентов, проходящих лечение по тому же протоколу, он помогает определить стандартную ошибку населения для этого лечения в этом учреждении. К широко используемым протоколам автономной коррекции относятся протоколы «Уровень действия сжатия» и «Уровень без действия» [10, 11]. Маржа PTV в учреждении зависит от этих определений индивидуальных и популяционных систематических ошибок.

С другой стороны, онлайн-стратегия предполагает получение изображений, их проверку и исправление перед дневным лечением.Он направлен на уменьшение как случайных, так и систематических ошибок. Место лечения и ожидаемая величина ошибки могут определять частоту онлайн-визуализации. Участки, где ожидаются большие ежедневные сдвиги (брюшная полость, таз и грудная клетка) или где даже небольшие сдвиги изменят распределение дозы в смежных критических структурах (параспинальные опухоли, внутричерепные опухоли в непосредственной близости от оптических структур), лучше всего контролировать с помощью ежедневной визуализации. Наш опыт онлайн-коррекции показал, что максимальное количество ошибок наблюдается в грудной клетке, за которой следуют брюшная полость и таз.Минимальные ошибки наблюдались в области головы и шеи [12]. Кроме того, такие виды лечения, как VMAT и SBRT, могут привести к значительным изменениям в распределении доз и, следовательно, требуют ежедневной онлайн-проверки. Для ежедневной онлайн-коррекции систематические и случайные ошибки могут быть рассчитаны на основе сопоставленных данных. Визуализация после лечения необходима для количественной оценки как внутрифракционного движения, так и остаточных ошибок. При оценке для популяции пациентов эти данные могут помочь проверить предел PTV для этого протокола лечения.Фактически, использование ежедневной онлайн-визуализации с коррекциями в сочетании с использованием автоматической кушетки с 6 степенями свободы устранило необходимость инвазивных рамок для лечения SRS [13].

5. Технологические решения IGRT

В зависимости от используемых методов визуализации системы IGRT в широком смысле можно разделить на системы на основе излучения и системы без излучения [14, 15].

5.1. Системы без излучения [16–22]

В них могут использоваться ультразвуковые системы, системы на основе камер, системы электромагнитного слежения и МРТ, интегрированные в процедурный кабинет.

5.1.1. Системы на основе ультразвука

Эти системы (например, BAT, SonArray, Clarity) получают трехмерные изображения, которые помогают выровнять цели для исправления межфракционных ошибок. Геометрическая точность составляет 3–5 мм, а главное преимущество — отсутствие ионизирующего излучения. Области общего применения включают лучевую терапию простаты, легких и груди.

5.1.2. Камерные (инфракрасные) или оптические системы слежения

Эти системы идентифицируют положения опорных точек настройки пациента по сравнению с их положением в системе координат планирования КТ, что помогает в вычислении смещения лечебной кушетки для выравнивания изоцентра лечения с изоцентром плана.Оптическое слежение также может использоваться для внутрифракционного мониторинга положения либо для стробирования (доставка лечения только в определенном положении цели), либо для изменения положения для коррекции. Такие инструменты, как AlignRT, визуализируют пациента напрямую и отслеживают поверхность кожи, чтобы в режиме реального времени получать информацию о необходимых коррекциях. Эти системы нашли применение при лечении рака простаты и груди, а также для вентиляции дыхательных путей с использованием внешних суррогатов. Геометрическая точность составляет 1-2 мм, но применение ограничено только ситуациями, когда внешняя поверхность может выступать в качестве надежного заменителя внутреннего положения или движения.

5.1.3. Системы электромагнитного слежения

В этих системах (например, Calypso) используются электромагнитные транспондеры (маяки), встроенные в опухоль, и движение этих маяков можно отслеживать в реальном времени с помощью системы детекторной матрицы. Маяки необходимо устанавливать с помощью минимально инвазивной процедуры, их присутствие может привести к появлению артефактов на МРТ-изображениях, а также существуют ограничения по размеру пациента. Калипсо имеет геометрическую точность <2 мм, но в настоящее время его использование ограничено лучевой терапией простаты.

5.1.4. IGRT с контролем МРТ

Эти системы (например, ViewRay) помогают в реальном времени оценивать внутреннюю анатомию и движение мягких тканей с использованием непрерывной визуализации мягких тканей и позволяют проводить внутрифракционные коррекции. Геометрическая точность системы 1-2 мм. Однако МРТ имеет определенные недостатки, такие как артефакты движения, искажения из-за неоднородных магнитных полей, и не может выполняться для пациентов с кардиостимуляторами или металлическими имплантатами. Все эти ограничения диагностической МРТ применимы и к этой системе IGRT.Существует широкий потенциал применения в лечении простаты, печени и головного мозга, а также в брахитерапии.

5.2. Системы на основе излучения

К ним относятся статическое отслеживание, а также отслеживание в реальном времени с использованием киловольтных (КВ), мегавольтных (МВ) или гибридных методов.

5.2.1. Электронные портальные устройства формирования изображений (EPID)

EPID были разработаны в качестве замены пленочной дозиметрии для проверки в полевых условиях и основаны на плоскопанельных тепловизорах с активной матрицей непрямого обнаружения (AMFPI).Они предлагаются в качестве стандартного оборудования почти всеми поставщиками линейных ускорителей (LINAC) в качестве инструментов как для полевой проверки, так и для обеспечения качества (QA). Получение изображения 2D, с геометрической точностью 2 мм. Костные ориентиры на плоских изображениях используются в качестве суррогатов для определения вариаций положения, соответствующих цифровым реконструированным рентгенограммам (DRR), разработанным на основе набора данных КТ для планирования (рисунок 1). Различные системы могут использовать для визуализации рентгеновские лучи KV или MV, при этом контраст изображения выше, чем у изображений KV, в то время как металлические имплантаты (зубные протезы, протезы бедра) меньше искажают изображения MV.Системы EPID не способны обнаруживать или количественно определять ротации. Средняя доза на изображение составляет 1–3 мГр для систем КВ, а для систем среднего напряжения — 30–70 мГр [23–25].

5.2.2. КТ с коническим лучом (КЛКТ), KV или MV

Эти системы состоят из выдвижной рентгеновской трубки и детекторов из аморфного кремния, установленных либо ортогонально (Elekta Synergy, Varian OBI), либо вдоль оси лечебного луча (Siemens Artiste). Они имеют возможность 2D, рентгеноскопии и КЛКТ. Другая система (Vero, BrainLAB) состоит из рентгеновской головки на карданном шарнире, установленной на уплотнительном кольце, с двумя рентгеновскими трубками KV, двумя плоскими детекторами и EPID.Уплотнительное кольцо можно вращать на 360 градусов вокруг изоцентра и на 60 градусов вокруг своей вертикальной оси. Геометрическая точность составляет 1 мм или меньше с возможностью согласования 2D и 3D с DRR или объемными рентгеновскими изображениями, созданными на основе наборов данных КТ планирования. Сканирование осуществляется путем непрерывного частичного или полного вращения гентри вокруг кушетки с получением «среднего» положения органов при дыхательном движении. Можно отслеживать как изменения межфракционного взаимодействия, так и анатомические изменения, связанные с изменениями веса или наполнением органов (мочевой пузырь, прямая кишка) (рис. 2).Повторное сканирование в конце лечения может дать оценку внутрифракционных изменений. Для опухолей, различимых отдельно от окружающей нормальной ткани, можно также отслеживать реакцию на лечение, и эти сканирования могут использоваться для пересчета дозы или адаптации плана лечения после необходимой обработки изображения. KV CT дает лучшее контрастное разрешение по сравнению с MV CT, но может быть ограничено артефактами от протезов и разбросом от громоздкой анатомии пациента. Средняя доза на изображение составляет 30–50 мГр [26–29].

5.2.3. Вентиляторный луч KV CT (CT-on-Rails)

Эта система имеет компьютерный томограф в комнате и гентри, которые перемещаются через кушетку / пациента, которую можно поворачивать в сторону сканера или гентри для получения изображений и лечения соответственно . Трехмерные изображения получают с пациентом, иммобилизованным на кушетке, отличием от диагностической КТ является больший размер отверстия (диаметр> 80 см) для размещения громоздких иммобилизационных устройств и мультисрезовый детектор. Точность и применение аналогичны КЛКТ со средней дозой 10–50 мГр на изображение [30].

5.2.4. Веерный луч МВ КТ (Томотерапия Hi ART II)

Включает бортовую систему визуализации для получения КТ МВ пациента в положении лечения. Один и тот же LINAC используется для генерации луча обработки (6 МВ) и луча изображения (3,5 МВ). Ксеноновый детектор, расположенный на гентри напротив LINAC, собирает данные на выходе для генерации изображений КТ МВ. Доза облучения пациента от изображения меняется в зависимости от настройки звука и обычно составляет 10–30 мГр за сканирование [31].

5.2.5. Гибридные системы для отслеживания 4D в реальном времени

2D КВ стереоскопическое изображение (CyberKnife) .Роботизированная радиохирургическая система Accuray CyberKnife состоит из компактного LINAC, установленного на руке промышленного робота-манипулятора, который направляет лучи излучения на желаемую цель на основе входных сигналов от двух систем ортогональной рентгеновской визуализации, установленных на потолке комнаты с плоскими напольными детекторами на каждой из них. сторона кушетки, интегрированная для обеспечения визуального сопровождения процесса лечения. Изображения получаются на протяжении всего сеанса лечения с периодическими интервалами от 5 до 90 секунд, а движения кушетки и головы робота управляются автоматически.В зависимости от участка лечения можно использовать несколько методов отслеживания (рис. 3). Опухоли черепа, основания черепа или головного мозга можно лечить с помощью отслеживания черепа 6D, паравертебральные опухоли, движение которых аналогично движению позвоночника, можно лечить с помощью отслеживания позвоночника X-Sight, а опухоли легких, окруженные нормальной паренхимой легких, можно отслеживать с помощью X- Отслеживание легкого прицела. Отслеживание легких может использовать автоматическое создание внутреннего целевого объема в зависимости от видимости опухоли через обе, одну или ни одну из рентгеновских систем визуализации в позиции лечения.Для всех других опухолей (например, простаты, печени, шейных узлов, новообразований в брюшной полости и т. Д.) Может потребоваться размещение внутренних суррогатов или реперных маркеров внутри опухоли или в непосредственном контакте с ней, а движение опухоли отслеживается и корректируется посредством мониторинга. исходное положение, включая смещения, вращения и деформации. Дыхательное движение также отслеживается и учитывается при корректировке положения и движения цели с помощью синхронной модели, созданной в реальном времени. В системе также есть кушетка с 6 степенями свободы для корректировки позиционных изменений.Лечение может быть ограничено положением и размером пациента, а также нельзя использовать задние лечебные пучки. Если для отслеживания необходимы реперные маркеры, может потребоваться полуинвазивная процедура. Эта система может использоваться как для краниальной (безрамной), так и для экстракраниальной радиохирургии или СРТ [32, 33].

Система отслеживания опухолей в реальном времени (RTRT) . Эта система предназначена для отслеживания опухолей в реальном времени путем визуализации имплантированных реперных точек и использования этой информации для стробирования. Он состоит из четырех систем рентгеновских камер, установленных на полу, усилителя изображения, установленного на потолке, и генератора рентгеновского излучения высокого напряжения.LINAC запускается для облучения опухоли только тогда, когда маркер находится в пределах заданного допуска от его запланированных координат относительно изоцентра [34, 35].

VERO . Эта система имеет две рентгеновские трубки и соответствующие плоскопанельные детекторы и использует комбинацию начального движения кушетки и пары рентгеновских снимков для выравнивания пациента. Кушетка может выполнять трехмерное выравнивание для начальной грубой настройки, а затем встроенная подсистема визуализации помогает выполнить точную настройку. Пара рентгеновских снимков делается и регистрируется с помощью предыдущих DRR с использованием костных ориентиров для оценки поступательных и вращательных сдвигов.Система также может компенсировать движение органов [36].

5.2.6. Комбинированные системы выравнивания: оптическая визуализация и ортогональная 2D-визуализация KV

ExacTrac X-Ray 6-D стереотаксическая система IGRT . Он использует комбинацию оптического позиционирования и рентгенографической визуализации KV для онлайн-коррекции позиционирования. Есть две основные подсистемы: инфракрасная система для первоначальной настройки пациента и точного управления движением кушетки с помощью роботизированной кушетки и рентгенографическая система рентгеновской визуализации KV для проверки положения и корректировки на основе внутренней анатомии или имплантированных маркеров.Инфракрасная система также может использоваться для респираторного мониторинга и передачи сигналов в LINAC для отслеживания луча и стробирования. Novalis Tx сочетает эту систему с дополнительной бортовой системой визуализации (МВ, КВ рентгеновские лучи и КВ КЛКТ) на многофотонном / электронном пучке LINAC [37, 38].

6. Руководящие принципы для медицинского персонала и их внедрение

Американский колледж радиологии (ACR) и Американское общество радиационной онкологии (ASTRO) совместно разработали руководящие принципы для IGRT, определяющие квалификацию и обязанности персонала, включая онкологов-радиологов, медицинских физиков, дозиметристов и лучевые терапевты, стандарты обеспечения качества, клиническое внедрение и предлагаемая документация.Аналогичные руководящие принципы были также предложены европейскими агентствами [39–41]. Краткое изложение ключевых моментов приводится ниже.

6.1. Квалификация и обязанности

Квалификация . Перед выполнением любых стереотаксических процедур соответствующий персонал должен пройти соответствующую сертификацию и пройти специальную подготовку по IGRT.

Обязанности

Радиолог-онколог . (i) Проведение лечения конкретного заболевания, определение стадий, оценка сопутствующих заболеваний и предшествующего лечения, изучение всех доступных методов лечения, включая обсуждение плюсов и минусов IGRT, лечения и последующего наблюдения.

(ii) Определение наиболее подходящего метода позиционирования пациента, рекомендация соответствующего подхода к управлению движением органов, наблюдение за симуляцией с уделением особого внимания позиционированию, иммобилизации и надлежащему управлению движением, определение и разграничение целевых объемов и соответствующих нормальных критических структур использование доступных методов визуализации, информирование об ожидаемых целях и ограничениях и сотрудничество с физиком в итеративном процессе разработки плана для достижения желаемых целей, надзор за проведением лечения и определение приемлемых повседневных вариантов настройки, а также участие в QA. процесс и последующее согласование.

Медицинский физик . (i) Приемочные испытания и ввод в эксплуатацию, обеспечивающие механическую, программную и геометрическую точность и точность, а также проверку качества изображения и документацию в данной системе IGRT.

(ii) Внедрение и управление программой обеспечения качества.

(iii) Разработка и внедрение стандартных операционных процедур (СОП) для использования IGRT в сотрудничестве с онкологом-радиологом.

Дозиметрист . (i) Обозначение нормальной структуры под руководством онколога-радиолога.

(ii) Управление данными объемных изображений пациента (КТ и другие объединенные наборы данных) в системе планирования лучевой терапии (RTP).

(iii) Составление плана лечения под руководством онколога и физика.

(iv) Создание всей технической документации для реализации плана IGRT.

(v) Помощь в проверке лечения.

Лучевой терапевт . (i) Понимание и надлежащее использование систем иммобилизации / репозиции.

(ii) Выполнение моделирования и генерации данных визуализации для планирования, выполнения плана лечения, получения изображений для периодической проверки под наблюдением и периодической оценки стабильности и воспроизводимости системы иммобилизации / репозиции, а также немедленного сообщения о несоответствиях.

6.2. Реализация IGRT

Опорные маркеры . Они служат суррогатами мишеней из мягких тканей, когда их трудно визуализировать, и их расположение не может быть связано с анатомией кости.Их можно отслеживать в реальном времени для получения трехмерных координат цели для последующих корректировок.

Движущиеся цели и определение границ . При определении PTV следует учитывать внутрифракционное движение мишени или межфракционное смещение, деформацию или изменение мишеней и других тканей. Соответствующие методы управления движением следует выбирать в зависимости от имеющегося опыта, степени и типа движения. Этот процесс начинается во время симуляции и продолжается до конца терапии.

Расположение пациента . Крайне важно обеспечить точность положения пациента и его воспроизводимость при фракционированном лечении относительно выбранного устройства IGRT, а также лечебного блока.

Получение изображений . Система IGRT должна быть откалибрована для обеспечения высокого качества изображения с учетом однородности толщины срезов, контрастности изображения, пространственного разрешения, выравнивания изоцентра между системами визуализации и планирования и доставки лечения, точности программного обеспечения, используемого для идентификации, и коррекции несовпадений кушетки.Соответствующие процедуры обеспечения качества должны гарантировать надежность и воспроизводимость всего процесса.

Проверка лечения . Осмотр изображения онкологом-радиологом сначала необходимо, а затем периодически, чтобы гарантировать точность и воспроизводимость лечения. Каждое отделение должно определить свой собственный порог изменения положения кушетки, который потребует пересмотра или изменения настроек до начала лечения.

Контроль качества и документация .Следует вести документацию по всем необходимым процедурам обеспечения качества в ходе моделирования, обработки и периодической проверки. Это поможет определить пороговые значения для действий в отделе, а также послужит руководством для модификации задействованных процессов после анализа результатов.

7. IGRT: клинические преимущества

Использование процесса IGRT улучшило нашу осведомленность и понимание ежедневных меж- и внутрифракционных вариаций настройки и движения. Отслеживание в реальном времени помогло количественно оценить вариации движений опухолей легких и печени у разных пациентов и внутри пациентов, связанные с дыханием, и сложность такого движения стала более ясной.Теперь мы понимаем, что даже когда задержки дыхания повторяются, относительное положение мягких тканей и структур скелета может меняться, что делает использование костных ориентиров бесполезным для таких усилий. Изменения положения простаты (перемещение, вращение и форма) были количественно оценены, и мы можем лучше исправить эти ошибки, а также адаптировать границы PTV к этим результатам, что позволяет более точно нацеливать. Понимание различных методов IGRT, их применимости, ограничений и дополнительных радиационных опасностей помогает онкологу-радиологу принять обоснованное решение о методе, наиболее подходящем для конкретной клинической ситуации для получения максимальной пользы от лучевой терапии.Изменения положения околоушной железы относительно опухоли в случаях головы и шеи, изменение контура тела из-за потери веса, серомы или скопления жидкости в организме, изменение положения простаты относительно наполнения мочевого пузыря или прямой кишки и влияние кишечного газа, уменьшение размера опухоли во время лечения и изменения положения позвоночника во время лучевой терапии позвоночника или головы и шеи — это ситуации, которые никогда даже не считались важными в эпоху до IGRT, и их соответствующие роли и решения разрабатываются, поскольку мы понимаем их роль во время лечения.При большей геометрической точности объем облученной здоровой нормальной ткани может быть значительно уменьшен с уменьшением риска токсичности. Адаптация к уменьшению объема опухоли может привести к дополнительному снижению токсичности нормальных тканей.

Результаты текущих и будущих испытаний, мы надеемся, продемонстрируют чистый выигрыш в терапевтическом соотношении от применения технологий IGRT, и ответственность за демонстрацию преимуществ этих потенциально дорогостоящих подходов лежит на сообществе радиационной онкологии.

IGRT, скорее всего, принесет пользу в клинических ситуациях, когда опухоль находится в непосредственной близости от чувствительных здоровых тканей, когда дозы, необходимые для контроля заболевания, превышают допустимые уровни соседних нормальных тканей или когда движение большого органа и ошибки настройки могут привести к серьезным последствиям позиционные ошибки. Теоретически все пациенты, получавшие конформную лучевую терапию, IMRT и SBRT, должны получить пользу от IGRT. Цели в области грудной клетки и верхней части живота со значительным респираторным движением, пациентами с ожирением, раком головы и шеи, параспинальной и забрюшинной саркомой и раком простаты — это ситуации, которые, как ожидается, принесут максимальную пользу при наличии определенного клинического опыта.Клинические ситуации, когда даже низкодозовое облучение обеспечивает превосходный местный контроль, паллиативная лучевая терапия проводится с использованием больших полей и поверхностные опухоли, которые поддаются прямому визуальному осмотру, вероятно, принесут наименьшую пользу от IGRT.

8. Проблемы, связанные с IGRT

Ограниченное наличие опытного обученного персонала является серьезным препятствием для широкого применения метода, несмотря на его очевидные преимущества даже при простейших подходах. Другие факторы, которые необходимо учитывать, включают контроль качества, алгоритмы, которые определяют решения, следует ли изменить план или продолжить с первоначальным планом, а также необходимость коммерческой разработки программного обеспечения, а также оборудования для соответствия клиническим потребностям и требованиям.Другой серьезной проблемой, связанной с частой визуализацией во время лечения, является доза облучения нормальных тканей. Хотя дозы от IGRT кажутся незначительными, только долгосрочное наблюдение определит любой потенциальный риск вторичных злокачественных новообразований от воздействия низких доз. Таким образом, продолжаются дискуссии о необходимой частоте проверочной визуализации, особенно при использовании ионизирующего излучения. Недавние разработки MR-LINAC направлены на решение этих проблем, одновременно позволяя получать изображения для подтверждения лечения.Другая проблема связана с безопасностью лечения, поскольку технологии, доступные в клинике, требуют интеграции оборудования и программного обеспечения от разных поставщиков. Клиническому использованию любой системы должны предшествовать надлежащие приемочные испытания, ввод в эксплуатацию и рутинный контроль качества, используемый для обеспечения точной регулярной работы. Обучение всех пользователей (онкологов, физиков и технологов) безопасному использованию и клинической применимости является обязательным, наряду со знанием дополнительной дозы и возможных рисков, связанных с использованием.Ни одна технология не является идеальной для каждого сценария, и ни одно учреждение не может объединить все или большинство технологий в одном месте. Только время покажет, какой из этих методов получит более широкую популярность и признание, исходя из клинической значимости и простоты использования.

9. Клиническое применение: настоящее и будущее

Использование систем IGRT необходимо для лечения любого участка, где ожидаются отклонения в настройке и движение органов. Дополнительным преимуществом является ежедневный мониторинг реакции на лечение, изменений веса и наполнения органов.С улучшенной точностью систем планирования, использованием SRS или SRT и режимов гипофракционирования с высокими дозами, вероятность небольших отклонений, ведущих к значительным ошибкам в проведении лечения, намного выше, и использование IGRT является гораздо более важным в таких ситуациях. Интеграция LINAC с визуализацией мягких тканей на основе МРТ и биологической визуализацией на основе ПЭТ может помочь еще больше повысить точность наведения в будущем [42, 43]. Однако необходимо обеспечить надлежащее обучение персонала и обеспечение качества на всех этапах для оптимального использования такой технологии и ее интеграции в повседневное использование.

Конфликт интересов

Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов относительно публикации данной статьи.

Принципы КТ: доза излучения и качество изображения

Эта статья, вторая из серии статей для непрерывного образования, посвященных принципам КТ, фокусируется сначала на дозиметрии КТ и дозе излучения, а затем на качестве изображения КТ.

СТ ДОЗИМЕТРИЯ И ДОЗА ИЗЛУЧЕНИЯ

До того, как компьютерная томография стала использоваться, планарная рентгенография и рентгеноскопия включали все неядерные методы использования ионизирующего излучения для визуализации в медицине.В этих типах обследований доза облучения пациента максимальна там, где рентгеновский луч попадает на поверхность кожи. Следовательно, было разумно использовать радиационное воздействие на входную поверхность (называемое входным воздействием на кожу) в качестве индикатора радиационного риска при сравнении различных методов, рецепторов и рентгеновских аппаратов. Расчет воздействия на кожу на входе выполняется просто, используя измерения воздействия ионизационной камеры в воздухе при нескольких киловольтах в рентгеновской трубке, охватывающих клинический диапазон.Такие измерения обычно выражаются как экспозиция на миллиампер-секунду (мР / мАс, или, точнее, сегодня, мГр керма воздуха / мАс).

Во время сканирования КТ-среза, с другой стороны, рентгеновский луч входит со всех сторон в какой-то момент во время сканирования. Больше не ясно, где (на поверхности или внутри пациента) происходит максимальная доза, равно как и вычисление дозы в любой точке пациента или на нем не является простым. Например, рассмотрим 2 точки, A и B, которые находятся, соответственно, рядом с передней поверхностью и в центре цилиндрического пациента.Во время вращения на 360 ° точка A получает много излучения, когда рентгеновская трубка находится над пациентом (передняя входная поверхность). Однако точка A также получает некоторое (хотя и меньшее) излучение, когда трубка находится в каждой точке во время своего вращения, даже когда трубка находится на противоположной стороне от пациента. Для каждого местоположения трубки различное количество излучения достигает точки A, в зависимости от глубины A (то есть, сколько ткани должно быть проникнуто) и величины внутреннего рассеяния. Для сравнения, точка B внутри пациента симметричной цилиндрической формы получает одинаковое количество излучения из всех точек трубки во время вращения.

Были предприняты первые попытки оценить дозы КТ с использованием измерений дозы в зависимости от глубины, суммированных по всем углам и положениям рентгеновской трубки. Хотя такие данные обычно используются для высокоэнергетических пучков в лучевой терапии, такие данные «доза – глубина» слишком чувствительны к различиям в спектрах рентгеновских лучей и затуханию в тканях, чтобы иметь значение при КТ. Требовался другой подход: подход, основанный на реальных измерениях внутри фантомов, репрезентативных для пациента.

CT фантомы, термолюминесцентные дозиметры (TLD) и профили доз CT

Во время разработки процедур дозиметрии КТ, 2 стандартных фантома дозиметрии КТ были приняты Управлением по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов и используются до сих пор (рис.1): цилиндрический акриловый фантом диаметром 32 см для изображения живота взрослого и версия диаметром 16 см для изображения головы взрослого или маленьких педиатрических тел ( 1 ). Оба имеют толщину 15 см (в направлении оси z ) и содержат несколько отверстий диаметром 1 см для установки дозиметров. Отверстия находятся в центре фантома и на глубине 1 см в положениях на 3, 6, 9 и 12 часов (называемых периферийными участками). Некоторые модели имеют отверстия в других местах колодца.

Стандартные дозиметрические фантомы CT состоят из цилиндрических акриловых фантомов с отверстиями для установки дозиметра в различных местах. Два размера: 16 см в диаметре для изображения головы и маленьких детских тел и 32 см в диаметре для взрослых. (Предоставлено Лоуренсом Ротенбергом.)

Первый шаг — понять природу излучения внутри фантома и исследовать форму луча излучения в направлении z- .Размер рентгеновского луча в направлении z- («ширина луча») обычно составляет 10 мм или меньше (обычно эквивалентно толщине среза). Из-за практических трудностей в использовании ионизационных камер, размер которых обычно превышал ширину измеряемых пучков, для этих исследований использовались TLD ( 1,2 ).

Каждый TLD представляет собой небольшой кристалл (чаще всего фторида лития) размером 3 мм в квадрате на 1 мм толщиной. Специальные вставки TLD были разработаны для удержания нескольких TLD, что позволяет измерять дозу рентгеновского излучения на близком расстоянии внутри пучка рентгеновских лучей и проводить измерения вне пучка (рис.2). Закрытая вставка будет помещена в фантомное отверстие, и одно сканирование будет выполнено с вставкой по центру среза (были отсканированы специальные выравнивающие вставки, чтобы точно определить центр среза перед сканированием TLD). Затем были считаны открытые TLD, и доза облучения для каждого TLD была нанесена на график относительно его положения по оси z .

Фантомная вставка для удержания TLD, используемых для измерения профилей дозы. TLD расположены близко друг к другу в пределах первичного пучка рентгеновских лучей и находятся дальше друг от друга для измерения хвостов профиля.

Пример такого графика — или профиля дозы для одного среза — для толщины среза 10 мм показан на рисунке 3. Для этого примера профиля дозы следует отметить два наблюдения: во-первых, ширина профиля на уровнях, соответствующих 50 % пиковой дозы (называемой полной шириной на половине высоты) приблизительно равен толщине среза; это наблюдение имеет смысл в том, что более широкий луч без необходимости обнажил бы соседнюю ткань, тогда как более узкий луч пропустил бы часть ткани внутри среза.Во-вторых, значительный уровень радиации все еще находится за пределами среза шириной 10 мм и переносит часть дозы на соседние срезы. Фактически, измеримое количество дозы (в основном из-за рассеивания) может распространяться на несколько сантиметров по обе стороны от облученного среза.

Пример доз, измеренных TLD внутри фантома для толщины среза 10 мм, построенный как функция положения TLD по оси z . Этот тип графика называется профилем дозы.Толщина среза для односрезовых компьютерных томографов обычно эквивалентна полной ширине на половине максимального профиля дозы.

Вывод состоит в том, что каждый срез ткани получает излучение не только при сканировании этого среза, но также и при сканировании соседних срезов. Точное количество дополнительной дозы, полученной срезом от других срезов в серии, зависит от нескольких факторов, включая геометрию сканера, конструкцию коллиматора, расстояние между срезами и положение среза в серии срезов.Осевые (неспиральные) исследования обычно состоят из более чем 10 срезов с постоянным интервалом. Расстояние обычно равно толщине среза, и в этом случае срезы называют смежными. На рисунке 4 показан пример кумулятивной дозы от серии смежных срезов. Средняя кумулятивная доза на центральные срезы из такой серии срезов с постоянным интервалом называется средней дозой для нескольких срезов (MSAD). MSAD может в 1,25–1,4 раза превышать дозу для одного среза, в зависимости от факторов, описанных выше.Суммарная доза для конечных срезов несколько ниже, чем для центральных срезов из-за отсутствия вклада с одной стороны.

Кумулятивная доза от серии смежных срезов известна как средняя доза мультисрезов (MSAD). Хвосты профиля дозы простираются довольно далеко от центра рентгеновского луча и, таким образом, вносят дозу облучения в близлежащие срезы. Общая доза для процедуры состоит из нескольких смежных срезов и обычно на 25-40% выше, чем доза для одного среза.

Практическая КТ-дозиметрия

Несмотря на информативность, рутинные измерения профиля дозы с помощью TLD не являются клинически практичными: измерения требуют больших затрат времени и труда, требуют осторожного обращения и методов калибровки и требуют специального оборудования. Были использованы и другие методы, но либо они требовали много времени и труда (методы на основе пленки), либо использовались устройства, которые не были коммерчески доступны ( 3,4 ). Потребовалась практическая процедура, и вскоре была разработана одна, которая напрямую измеряет значение, тесно связанное с MSAD и требующее только прямых измерений ионизационной камеры ( 5 — 7 ).Чтобы понять, как производится такое измерение, рассмотрим геометрический аргумент, показанный на рисунке 5.

(A) Доза для среза 1 при сканировании среза 1. (B) Доза для среза 1 от сканирования среза 2 равна дозе для среза 2 от сканирования среза 1. (C) Доза для среза 1 от сканирования среза 3 равна дозе к срезу 3 от сканирования среза 1. (D) Доза для среза 1 от сканирования всех срезов равна дозе для всех срезов от сканирования среза 1 или общей площади под профилем дозы, которая измеряется с использованием длинная ионизационная камера.

На рис. 5A показан профиль одного среза при сканировании среза (который мы обозначаем срезом 1). Заштрихованная область представляет дозу, которую получает ткань среза 1, когда срез 1 действительно сканируется. Однако, как отмечалось, хвосты профиля дозы также откладывают часть дозы в соседних срезах ткани. Теперь предположим, что мы сканируем непрерывный срез (срез 2) (рис. 5B). Более темная заштрихованная область справа от среза 1 представляет дозу, которую сканирование среза 1 дает ткани среза 2.Обратите внимание на симметрию, что эта доза равна дозе, полученной срезом 1 при сканировании среза 2. Мы повторяем это важное соотношение следующим образом: доза, которую сканирование среза 1 дает срезу 2, равна дозе, которую срез 1 получает от сканирования среза. 2.

Продолжая таким же образом, мы сканируем третий непрерывный срез (рис. 5C). Как и раньше, самая темная заштрихованная область справа представляет дозу, внесенную в срез 3 при сканировании среза 1, что равняется дозе, которую сканирование среза 3 дает срезу 1.То есть доза, которую сканирование среза 1 дает срезу 3, равна дозе, которую срез 1 получает от сканирования среза 3.

Выполняя итерацию таким образом для всех срезов по обе стороны от среза 1, мы приходим к следующему выводу: Уравнение. 1

Теперь предположим, что доза, данная срезом 1 всем срезам, представляет собой просто общую дозу (то есть общую площадь) под профилем дозы для одного среза на фиг. 5A (перерисована на фиг. 5D, чтобы выделить всю дозу под кривой. ).Концептуально измерить общую дозу под профилем легко: используйте ионизационную камеру, достаточно длинную, чтобы перехватить всю дозу в хвостах профиля ( 5,6 ). Коммерчески доступная ионизационная камера CT с активной длиной 100 мм показана на рисунке 6 (вопрос о том, действительно ли длина 100 мм достаточно для перекрытия полного профиля, обсуждается в Приложении A). Камера вставляется в одно из отверстий фантома и центрируется в отверстии относительно толщины фантома в направлении z- , и одно сканирование получается вокруг центра фантома.Соответствующий коэффициент f (обычно 0,87) и калибровочный коэффициент применяются к показаниям, которые затем умножаются на длину камеры и делятся на толщину среза.

Пример ионизационной камеры CT длиной 100 мм для измерения CTDI.

Хотя измерение камеры используется для определения левой части уравнения 1, мы интерпретируем результат как правую часть: то есть как дозу, полученную срезом при сканировании всех смежных срезов в серии.Такое измерение называется индексом дозы CT (CTDI). Полная формула с использованием камеры длиной L, f-фактора 0,87 и среза толщиной T выглядит следующим образом: Уравнение. 2 CTDI, полученный с использованием камеры диаметром 100 мм (наиболее часто используемый тип), обозначается как CTDI ₁₀₀ . Уравнение 2 обобщается для многосрезового КТ (будет обсуждаться в третьей статье этой серии) путем замены T в знаменателе на N × T, где N — количество одновременно полученных срезов толщиной T ( n = 1 для одиночных -срез КТ).Физически N × T — это общая ширина луча в направлении z- , облучающего N одновременных срезов. Применение коэффициента L / T (или L / [N × T] для многосрезового КТ) в уравнении 2 физически эквивалентно предположению, что вся доза облучения, перехваченная на всю длину камеры L, была фактически отложена в пределах толщины T отсканированного среза. . Мы повторяем значение CTDI: это доза (в месте фантома, в котором она измеряется) от полной серии смежных срезов. Когда это определение сравнивается с определением MSAD, кажется, что CTDI и MSAD эквивалентны; Фактически, единственное практическое различие — это длина включенного профиля дозы.Другие версии CTDI (например, CTDI _perfect и CTDI _{норматив} ) также различаются только длиной включенного профиля дозы. Эти различия обсуждаются в Приложении A. Для наших целей мы будем ссылаться на CTDI, измеренный на длине профиля 100 мм (CTDI ₁₀₀ ), потому что это наиболее часто измеряемый параметр.

В целом, CTDI, измеренные в дозиметрическом фантоме в разных местах и ​​на разных глубинах, будут разными. На рисунке 7 показаны типичные CTDI, измеренные при 120 кВп на односрезовом компьютерном томографе фантомов головы и тела с 5-миллиметровой коллимацией (толщина среза 5 мм) с использованием клинической техники.Дозы для 4 периферийных (глубиной 1 см) отверстия почти одинаковы, как и следовало ожидать, исходя из симметрии сканирования на 360 °. CTDI, измеренный в положении «6 часов» в фантоме тела, часто несколько ниже из-за затухания стола. CTDI в центре фантома головы почти такой же, как и на периферии, тогда как центральный CTDI в фантоме тела составляет более половины периферического CTDI. Сканирование с высоким пиковым напряжением (≥120) и симметричным (360 °) сканированием, по-видимому, дает дозы, которые меняются с глубиной лишь умеренно в фантоме тела и почти не достигаются в фантоме головы.Этот несколько противоречивый результат связан с эффектами компенсации: доза от первичного излучения выше на периферии в обоих случаях, но доза от рассеяния значительно увеличивается к центру. Поскольку измерение с помощью длинной ионизационной камеры включает хвосты профиля дозы (которые в основном представляют собой разброс), CTDI автоматически включают как первичный, так и рассеянный вклады в дозу.

Типичные центральные и периферические дозы (CTDI) в фантомах головы и тела.Центральная доза примерно равна периферической дозе в фантоме головы и более чем вдвое меньше периферической дозы в фантоме тела. Взвешенная сумма центральной и периферической доз, известная как CTDIw, представляет собой однозначную оценку дозы облучения пациента в сканированном объеме.

В свете незначительного или умеренного изменения CTDI с глубиной, разумно спросить, есть ли в фантоме средний CTDI, который можно использовать в качестве однозначного показателя дозы облучения пациента. Обычно используемый такой индикатор — это взвешенный CTDI (CTDI _W ): Eq.3 CTDI, измеренный в положении «12 часов», обычно используется для CTDI _{периферии} . Значения CTDI _W для размеров головы и тела на рисунке 7 составляют 4,3 и 1,8 сГр соответственно. CTDI _W или связанный с ним индикатор, называемый CTDI _volume , часто отображается на консоли оператора КТ во время настройки параметров сканирования.

CTDI для несмежных срезов и CTDI для спирального сканирования

CTDI, определенный выше и в Приложении A, предполагает процедуры, состоящие из смежных срезов: то есть интервал среза I равен толщине среза T (или N × T в случае многосрезового CT).Обычно это происходит при осевом сканировании. Для спирального CT параметром, аналогичным шагу среза, является перемещение стола за оборот, которое включается в шаг спирали, P. Шаг определяется как перемещение стола за оборот I, деленное на толщину среза T (или, в более общем смысле, как I, деленное на N × T для мультиспиральной CT) ( 8 ). 4

Поскольку спиральное сканирование с P, равным 1, по существу эквивалентно осевому сканированию с непрерывными срезами, CTDI для таких сканирований примерно такие же, как и для осевого сканирования с непрерывным срезом с использованием эквивалентной техники (эквивалентные пиковые напряжения, силы тока, время сканирования и толщина срезов ).Однако при спиральной КТ обычно используется шаг больше 1 (соответствующий более широкому интервалу между рентгеновскими лучами соседних вращений), а в многосрезовой КТ — шаг меньше 1 (более узкий интервал с большим перекрытием рентгеновских лучей от последовательных вращений).

Чтобы учесть влияние шага на спиральную дозу и учесть дозы осевого сканирования, когда расстояние между срезами I отличается от толщины срезов T (или N × T), вводится индикатор CTDI _volume : Eq. 5 Например, если CTDIw для спирального сканирования с P, равным 1, составляет 3 сГр, то CTDI для того же протокола сканирования, но с P, равным 1.5 будет 3 / 1,5 или 2 сГр. Фактически CTDI _{, том} , распределяет дозу, соответствующую CTDIw, на более длинную (P> 1) или более короткую (P <1) z -осную длину ткани ( 9 ).

Продукты длины доза и эффективная доза

Разумное беспокойство по поводу дозы и риска компьютерной томографии связано с количеством и типом облученного тела. Чтобы понять беспокойство по поводу объема облученной анатомии, рассмотрим следующий сценарий:Джонс подвергается компьютерной томографии, состоящей из 20 смежных срезов толщиной 5 мм (или, что эквивалентно, спирального сканирования длиной 100 мм с шагом 1). Г-н Смит выполняет сканирование, которое идентично, за исключением количества срезов — 40, а не 20 (или эквивалентное 200-миллиметровое спиральное сканирование с шагом 1). В каждом случае CTDI _w , измеренный в фантоме тела, будет одинаковым (например, 3 сГр). Однако теоретически мы полагаем, что г-н Смит подвергается большему радиационному риску, чем г-н Джонс, потому что его лучевая нагрузка вдвое больше, чем у мистера Джонса.Джонс (вдвое больше тканей получили дозу облучения 3 сГр).

CTDI в любой форме — это оценка средней дозы облучения только в облучаемом объеме. Риск от ионизирующего излучения, однако, более тесно связан с общим количеством дозы радиации (то есть энергии), вложенной в пациента. Ясно, что мистер Смит получил больше вложенной энергии, чем мистер Джонс. Одним из показателей, который пропорционален общей вложенной энергии, является произведение дозы на длину, определяемое следующим образом: Ур.6, где L — общая длина исследования в направлении z- . Некоторые компьютерные томографы отображают произведение «доза – длина» вместе с CTDI для каждого сканирования. Хотя произведение дозы и длины пропорционально общей вложенной энергии, оно само по себе не является подходящим индикатором риска, поскольку произведение дозы и длины не учитывает радиочувствительность облученных тканей. Для этого введено понятие эффективной дозы (D _E ) ( 10 ).

D _E определяется как доза облучения, которая, если она получена всем телом, обеспечивает такой же радиационный риск (т.е. рака), как и более высокая доза, полученная фактически облучаемой ограниченной частью тела (то есть отсканированным объемом) ( 11 ). Формально расчет D _E сложен: мы должны оценить дозы, депонированные в каждом типе органа и ткани, которые затем взвешиваются в соответствии с радиочувствительностью и суммируются. Количество облучаемых анатомических образований и весовые коэффициенты для вовлеченных тканей резко влияют на полученный D _E . Американский колледж радиологии в рамках своей программы аккредитации компьютерной томографии использует измерения CTDIw головы и тела для оценки эффективной дозы при рутинных исследованиях головы и живота.Для сканирования головы Американский колледж радиологии предполагает общую длину сканирования 17,5 см и общий весовой коэффициент ткани 0,0023. Для живота длина сканирования и весовой коэффициент составляют 25 см и 0,015 соответственно. Используя значения CTDIw, рассчитанные для Рисунка 7, и предполагая, что срезы непрерывны (или шаг 1), D _E для сканирования головы и живота оценивается как 0,17 и 0,68 сГр соответственно. Хотя CTDIw для головы намного выше, чем для тела, брюшной D _E намного выше (в 4 раза), чем голова D _E , потому что сканирование головы облучает меньшее количество менее радиочувствительной ткани ( нервная ткань и кость).

После расчета D _E весьма полезен: его можно добавить к дозе, полученной пациентом при других рентгеновских исследованиях, или ее можно сравнить с дозами излучения от естественных источников. Активно ведется большая работа по разработке простых методов оценки эффективных доз на основе измерений CTDI ( 12 ).

Факторы конструкции сканера, влияющие на дозу облучения КТ

Как факторы конструкции сканера, так и факторы клинического протокола влияют на дозу облучения пациента.Некоторые конструктивные факторы, влияющие на дозу облучения, необходимую для достижения определенного качества изображения, обсуждались ранее ( 8 ). Это факторы, определяющие эффективность дозы ( 9 ).

Способность сканера визуализировать низкоконтрастные структуры по своей природе ограничена шумом изображения (квантовой пятнистостью). Для любой заданной дозы облучения максимальная чувствительность требует захвата и использования как можно большего количества первичных рентгеновских лучей, исходящих от пациента. Эффективность дозы, определяемая как доля первичных рентгеновских лучей, выходящих из пациента, которые вносят вклад в изображение, состоит из двух компонентов: геометрической эффективности (доля прошедшего рентгеновского излучения, взаимодействующего с активными областями детектора) и эффективности поглощения (доля фактически захваченного x -лучей, взаимодействующих с активными участками детектора).Геометрическая эффективность снижается, если часть рентгеновских лучей поглощается до обнаружения (например, в корпусе детектора) или если некоторые рентгеновские лучи не попадают в активные области детектора (например, проходя между детекторами или поражая неактивные разделители между отдельными детекторами). Эффективность поглощения снижается, если некоторые рентгеновские лучи, попадающие в детекторы, не поглощаются.

Геометрическая эффективность современных односрезовых сканеров третьего поколения относительно высока (~ 80%), при этом потери в основном связаны с мертвыми пространствами между элементами детектора.Геометрическая эффективность снижается в многосрезовой КТ по ​​сравнению с односрезовой КТ, потому что расстояния между элементами детектора в направлении z- создают больше мертвого пространства, и потому, что необходимо отбросить большую часть полутени пучка в направлении z- (проблемы с дозой в Мультисрезовая КТ будет рассмотрена в третьей статье этого цикла). В современных сканерах обычно используются твердотельные детекторы с эффективностью поглощения порядка 99%.

Другие конструктивные факторы, которые могут повлиять на дозу облучения, включают расстояние рентгеновской трубки от изоцентра (и, следовательно, от пациента), конструкцию коллиматора рентгеновского пучка для подготовки пациента, а также конструкцию фильтра-бабочки и любые другие лучевая фильтрация.

Факторы клинического сканирования, влияющие на дозу облучения КТ

Доза облучения зависит от тока трубки (силы тока), времени сканирования среза и пикового напряжения трубки. Как и в рентгенографии, ток трубки и время сканирования среза берутся вместе как мА в зависимости от дозы облучения и качества изображения. Увеличение мАс (путем увеличения тока трубки или времени сканирования среза) увеличивает дозу пропорционально: 300 мАс доставляют вдвое большую дозу 150 мАс. Таким образом, доза CT-излучения часто выражается как доза на мАс (или на 100 мАс).

Увеличение пикового напряжения (при прочих равных) также увеличивает дозу облучения, потому что луч несет больше энергии. Однако увеличение пикового напряжения значительно увеличивает интенсивность рентгеновских лучей, проникающих через пациента и достигающих детекторов. Следовательно, для достижения аналогичного качества изображения необходимы значительно меньшие мА. Следовательно, более высокое пиковое напряжение не обязательно означает увеличение дозы для пациента и, фактически, может позволить снизить дозу.

CT, толщина срезов, расстояние между срезами и шаг спирали также могут влиять на дозу. В однослойной КТ с хорошо спроектированными коллиматорами доза (как указано CTDI) относительно не зависит от толщины среза для смежных срезов. Конечно, общая длина отсканированной области, а также расстояние между срезами будут определять, сколько общей энергии вкладывается в пациента. Для тех же методов дозы для спирального сканирования с шагом 1,0 эквивалентны осевому сканированию с непрерывными срезами.Шаги больше или меньше 1 снова влияют на значения CTDI пропорционально.

Относительно недавнее нововведение, позволяющее снизить дозу во многих случаях, — это модуляция мА. До того, как модуляция мА стала использоваться, одно значение мА было указано (на основании опыта или рекомендаций производителя) для всей длины сканирования, даже несмотря на то, что размер пациента или затухание могли значительно меняться по длине сканирования (например, сравнить затухание через грудную клетку с через брюшную полость для сканирования обеих областей).Результатом часто были излишне высокие значения мА (и дозы) для некоторых срезов и, возможно, недостаточная доза (и пониженное качество изображения) для других срезов. Используя информацию из начального обзора разведчика (цифровая рентгенограмма с низкой дозой, сформированная из линейного сканирования, когда стол движется по гентри, с неподвижной рентгеновской трубкой, например, под углом 0 ° или 90 °), значение тока сканирования регулируется индивидуально, в зависимости от положения z- , для каждого поворота трубы. Усовершенствованная версия модуляции мА, доступная на некоторых сканерах, позволяет регулировать мА не только для каждого поворота (положение z- ), но также в зависимости от угла во время каждого поворота.Зависимая от угла модуляция особенно полезна для анатомических областей, в которых переднезадняя и латеральная толщина пациента сильно различаются (например, таз). В таких случаях заранее выбранное значение мА часто недостаточно для обеспечения адекватной интенсивности рентгеновского излучения на детекторах для боковых углов или может обеспечивать чрезмерную интенсивность на детекторах для переднезадних / задне-передних углов. Угловая модуляция мА оптимизирует выбор мА для каждого угла, чтобы обеспечить наименьшую дозу облучения для требуемого уровня качества изображения ( 13 ).

Сводка

CTDI обеспечивают оценку дозы облучения в области сканирования для всей серии срезов. Хотя CTDI обычно намного выше при сканировании головы, чем при сканировании тела, D _E для последнего обычно намного выше, потому что облучается больше тканей (и более радиочувствительных тканей). Кроме того, в отличие от пленочной / экранной рентгенографии, для которой требуются узкие диапазоны экспозиции, чтобы избежать пере- или недоэкспонирования, КТ-исследования могут выполняться с произвольно высокими дозами (и чем больше доза, тем лучше качество изображения).Чтобы помочь компенсировать тенденции к более высоким дозам, Американский колледж радиологии рекомендует CTDI _W пределы 6 сГр (60 мГр) и 3,5 сГр (35 мГр) для рутинного сканирования головы и живота соответственно. Независимо от того, рассматриваете ли вы CTDI или D _E , дозы облучения CT значительно выше, чем дозы от обследований планарной рентгенографии, которые заменили CT. Однако это увеличение более чем компенсируется тем, что обычно предоставляется гораздо больше медицинской информации.

КАЧЕСТВО ИЗОБРАЖЕНИЯ КТ

По сути, качество изображения при компьютерной томографии, как и при любой медицинской визуализации, зависит от 4 основных факторов: контраст изображения, пространственное разрешение, шум изображения и артефакты.В зависимости от диагностической задачи эти факторы взаимодействуют, чтобы определить чувствительность (способность воспринимать малоконтрастные структуры) и видимость деталей.

Контрастность изображения CT

Контрастность изображения КТ зависит от контраста объекта и контрастности дисплея. Поскольку контраст КТ-дисплея произвольный (зависит только от выбранного уровня и ширины окна), он не будет обсуждаться далее.

Как и в рентгенографии, контраст объекта КТ определяется дифференциальным ослаблением: то есть различиями в ослаблении рентгеновских лучей за счет поглощения или рассеяния в разных типах тканей и, таким образом, приводит к различиям в интенсивности рентгеновских лучей, в конечном итоге достигающих детекторов.Из-за высокого пикового напряжения и относительно высокой фильтрации пучка (жесткости пучка), используемых в КТ, взаимодействия рентгеновского излучения с тканями (за исключением кости) в подавляющем большинстве случаев являются явлениями комптоновского рассеяния. Дифференциальное затухание для комптоновского рассеяния возникает из-за различий в плотности электронов в тканях (электроны / см ³ ), которые, в свою очередь, в первую очередь связаны с различиями в физической плотности ( 14 ). Таким образом, контраст мягких тканей объекта при КТ в основном определяется различиями в физической плотности. То, что небольшие различия в плотности мягких тканей могут быть визуализированы на КТ, связано с природой изображения (двухмерное изображение двухмерного среза), способностью сопоставить небольшие различия в затухании с большими различиями в уровне серого с помощью использование окон, почти полное устранение рассеяния и использование рентгеновского излучения достаточной интенсивности.

К контрасту изображения КТ относится шкала контрастности КТ. Напомним, что числа CT получены из коэффициентов затухания вокселей, вычисленных во время реконструкции изображения с использованием следующего соотношения: Ур. 7, где μ _p и μ _w — линейные коэффициенты затухания для данного воксела и для воды (μ _w определяется из калибровочных сканирований). Поскольку число CT является линейной функцией от μ _p , график ожидаемых чисел CT для материалов с известными коэффициентами ослабления должен быть линейным во всем диапазоне клинических чисел CT (например.г., от -1,000 до +1,000). Для оценки шкалы контрастности сканера доступны различные тестовые фантомы КТ, которые содержат материалы, предназначенные для получения определенных чисел КТ (например, чисел КТ для воды, жира, мягких тканей, костей и воздуха) ( 15 ).

CT Пространственное разрешение и дискретизация

Пространственное разрешение в КТ, как и в других модальностях, — это способность различать небольшие близко расположенные объекты на изображении. Обычный тест — это оценка предельного разрешения, выполняемая с использованием тестовых шаблонов для пар линий.Шаблоны пар фантомных линий CT состоят из полос из акрила (или более плотного пластика), разделенных промежутками, содержащими менее ослабляющий материал. Ширина полос и промежутков одинакова и обычно составляет от 0,05 или менее до 0,5 см. Примеры показаны на рисунке 8. Свинцовые стержни или другие плотные материалы могут вызвать серьезные артефакты на КТ-изображениях и поэтому не используются. Для разрешения тестового шаблона пары линий необходимо, чтобы каждая полоса и пробел были видны на изображении отдельно. Каждая полоса плюс прилегающий пробел называется парой линий.Вместо указания ширины полосы, размеры полосок обычно описываются пространственной частотой в парах линий на сантиметр, определяемой следующим образом, где ширина полосы выражается в сантиметрах: 8 Например, узор с полосами шириной 0,1 см и пробелами имеет пространственную частоту 1 / (2 × 0,1) или 5 пар линий на сантиметр. При рентгенографии размер фокусного пятна рентгеновской трубки и размытость, возникающая в рецепторе изображения, являются основными причинами снижения разрешения. Хотя размер фокального пятна действительно влияет на пространственное разрешение КТ, разрешение КТ обычно ограничивается размером измерений детектора (называемым размером апертуры) и разносом измерений детектора, используемых для восстановления изображения.Эта концепция, называемая выборкой, проиллюстрирована на рисунке 9. На рисунке 9A рассмотрим сканирование фантома, содержащего гипотетический тестовый образец: например, 5 пар линий на сантиметр (полосы 0,1 см) и детекторы, которые в два раза шире. (скажем, 0,2 см с интервалом 0,2 мм). Апертура приблизительно равна ширине детектора — ширина, которая в данном случае явно слишком велика, чтобы разрешить более мелкие полосы: все измерения (показанные внизу рисунка как данные просмотра) включают затухание, соответствующее половине полосы и половине пространства.Вместо этого предположим, что размер детектора уменьшен до размера полосок, но расстояние сохраняется на уровне 0,2 см (5 образцов на сантиметр; рис. 9B). Теперь, даже несмотря на то, что апертура достаточно мала, полосы по-прежнему не разрешены, потому что образцы находятся слишком далеко друг от друга (в этом случае промежутки между полосами отсутствуют). В дополнение к небольшой апертуре для хорошего разрешения требуются измерения, расположенные близко друг к другу (рис. 9C). Общее правило, известное как критерий Найквиста, гласит, что разрешение N пар линий на сантиметр требует измерения как минимум 2 × N образцов на сантиметр.Например, для разрешения 5 пар линий на сантиметр (полоски 0,010 см) требуется не менее 10 измерений на сантиметр. Некоторые факторы конструкции сканера, связанные с отбором образцов, обсуждались ранее ( 8 ).

КТ фантом с пространственным разрешением, состоящий из 4–12 пар линий на сантиметр (от фантома аккредитации Американского колледжа радиологии), реконструированный с использованием стандартного (A) и костного (B, высокое разрешение) фильтров.

Разрешение КТ ограничивается выборкой — размером и интервалом измерений (выборок), используемых для формирования изображения.(A) Шаблон не разрешен, потому что размер образца (апертура) слишком большой. (B) Образец неразрешен, потому что образцы слишком далеко друг от друга. (C) Размер апертуры и расстояние между образцами достаточны для разрешения рисунка. (D) «Эффективное» разрешение может быть ниже ожидаемого из-за положения образцов относительно шаблона. (E) При сглаживании паттерн кажется разрешенным, но с неправильным количеством полосок.

Две дополнительные проблемы, связанные с выборкой, — эффективное разрешение и наложение. Критерий Найквиста не гарантирует, что образец будет разрешен.Например, предположим, что мы берем схему на фиг. 9C, но смещаем детекторы относительно схемы (фиг. 9D). Еще раз, из-за неудачного совмещения тестового объекта и образцов, из-за которого каждое измерение перекрывает полосу и пробел, полосы не отображаются. Подразумевается, что измерение предельного разрешения (с использованием теста пар линий) в целом будет ниже, чем можно было бы ожидать на основе размера апертуры и расстояния между образцами. Это эффективное разрешение аналогично фактору Келла, связанному с вертикальным разрешением телевизионного экрана.

Псевдонимы показаны на рисунке 9E. Хотя штриховая диаграмма слишком мала, чтобы ее можно было разрешить с помощью размера и расстояния между детекторами, данные обзора показывают последовательность более высоких и более низких ослаблений. Однако данные обзора показывают меньше максимумов и минимумов (полос и промежутков), чем на самом деле в паттерне. На изображении могут быть отдельные полосы и промежутки, но их меньше, чем на самом деле. Такое изображение называется псевдонимом: из-за недостаточной выборки тестовый шаблон с более высокой пространственной частотой появляется в псевдониме шаблона с более низкой частотой и, таким образом, не разрешается по-настоящему.

Другие факторы CT, влияющие на пространственное разрешение

Размер фокусного пятна действительно влияет на разрешение КТ, но в меньшей степени, чем при рентгенографии. Движение также может вызывать размытие, хотя более важным эффектом движения является возможное создание артефактов. Два дополнительных фактора — один потенциальный и один общий — это размер матрицы и фильтр восстановления.

На отображаемое пространственное разрешение может влиять реконструкция или слишком большие пиксели отображения.Основное ограничение — размер и интервал измерений детектора. Предположим, что на основе выборки должно быть возможно разрешить 10 пар линий на сантиметр (столбики 0,05 см). Теперь предположим, что матрица размером 512 × 512 пикселей реконструирована, представляя круг сканирования размером 50 см (т. Е. Изображение представляет собой область диаметром 50 см, что может иметь место при сканировании большого тела). Размер пикселей составляет примерно 0,1 × 0,1 см (т.е. 50 см / 512 пикселей), что слишком велико для разрешения 0.Бруски 05 см. Часто возможно, если необработанные данные еще не перезаписаны, восстановить изображение по меньшему кругу, скажем, 25 см, чтобы получить меньшие пиксели и более высокое разрешение. Точно так же, если пиксели дисплея больше пикселей матрицы реконструкции (что редко встречается в современных сканерах), полное разрешение не будет отображаться. В таком случае графическое масштабирование (функция, доступная на большинстве сканеров) обеспечит лучшее разрешение.

Хотя размер пикселя может влиять на разрешение (например, для больших кругов сканирования), фильтр реконструкции всегда влияет на разрешение — часто значительно.Фильтр реконструкции применяется во время реконструкции отфильтрованной обратной проекции, чтобы удалить размытие изображений ( 8 ). Однако обычно фильтр преднамеренно выбирается для получения несколько размытых изображений. Причина в том, что слишком резкие изображения КТ обычно слишком искажены шумом изображения для большинства диагностических задач. Размытый фильтр также размывает шум и, таким образом, обеспечивает лучшее качество диагностики. Для задач визуализации, требующих более подробной информации (например, для просмотра костей), оператор может дополнительно выбрать более резкий фильтр при настройке параметров для сканирования.Обычно используемые фильтры разработаны как компромисс между приемлемым пространственным разрешением и приемлемым уровнем шума. Например, стандартный фильтр может создавать изображения с максимальным разрешением, скажем, 6 пар линий на сантиметр, тогда как костный фильтр может создавать изображения с разрешением 10 пар линий на миллиметр или лучше. Показан тестовый фантом, реконструированный как со стандартным фильтром (фиг. 8A), так и с фильтром высокого разрешения (костный) (фиг. 8B).

Шум изображения

Если графический курсор используется для отображения чисел CT пикселей в изображении однородного фантома (например,g., фантом, содержащий всю воду), видно, что числа CT не являются однородными, а скорее колеблются вокруг среднего значения (которое должно быть приблизительно 0 для воды): некоторые пиксели равны 0, некоторые — +1, некоторые +2. , некоторые −1 и т. д. Эти случайные колебания числа КТ однородных материалов на КТ-изображениях проявляются как зернистость. Эта зернистость является аналогом КТ радиографической квантовой неоднородности и имеет ту же природу: она связана с использованием ограниченного числа фотонов для формирования изображения ( 16,17 ).

В рентгенографии шум изображения связан с количеством рентгеновских фотонов, составляющих каждую небольшую область изображения (например, каждый пиксель прямой цифровой рентгенограммы). В КТ рентгеновские лучи влияют на измерения детектора, а не на отдельные пиксели. Таким образом, шум КТ-изображения связан с количеством рентгеновских лучей, участвующих в каждом измерении детектора. Чтобы понять, как метод КТ влияет на шум, нужно представить, как каждый фактор в методе влияет на количество обнаруженных рентгеновских лучей.Примеры:

• Сила тока рентгеновской трубки: изменение значения мА пропорционально изменяет интенсивность луча и, следовательно, количество рентгеновских лучей. Например, удвоение значения мА удвоит интенсивность луча и количество рентгеновских лучей, обнаруженных при каждом измерении.

• Время сканирования (вращения): изменение времени сканирования изменяет продолжительность каждого измерения — и, следовательно, количество обнаруженных рентгеновских лучей — пропорционально. Поскольку сила тока и время сканирования одинаково влияют на шум и дозу пациента, они обычно рассматриваются вместе как мА × с или мАс.

• Толщина среза: изменение толщины изменяет ширину луча, входящего в каждый детектор, и, следовательно, количество обнаруженных рентгеновских лучей примерно пропорционально. Например, по сравнению с толщиной среза 5 мм, толщина 10 мм примерно вдвое увеличивает количество рентгеновских лучей, попадающих в каждый детектор.

• Пиковое напряжение в киловольтах: увеличение максимального напряжения в киловольтах увеличивает количество рентгеновских лучей, проникающих через пациента и достигающих детекторов. Таким образом, увеличение напряжения в киловольтах снижает шум изображения, но также может (немного) снизить контраст объекта.

Хотя фильтр реконструкции не влияет на количество обнаруженных рентгеновских лучей, он существенно влияет на внешний вид шума на изображении: плавные фильтры размывают шум, уменьшая его визуальное воздействие, тогда как фильтры резкости усиливают шум. На изображениях мягких тканей шум обычно больше мешает, чем размытость, поэтому предпочтительны более плавные фильтры. На изображениях структур с краями и мелкими деталями, такими как кости, размытие обычно больше мешает, чем шум, и предпочтительнее более резкие фильтры.Для сравнения на рисунке 10 показаны примеры шума при сканировании однородных фантомов с использованием стандартных фильтров и фильтров более высокого разрешения (костные) и со стандартными и очень низкими значениями мА.

Шум изображения КТ зависит от количества рентгеновских фотонов, вносящих вклад в изображение. (A и B) Сравнение шума при сканировании с использованием 270 мАс (типичное клиническое значение) и 100 мАс. (C) Внешний вид шума изображения сильно зависит от фильтра реконструкции; резкий фильтр, такой как кость, также усиливает резкость шума.

Поскольку шум КТ проявляется в виде колебаний в числах КТ, измерение шума изображения является измерением этих колебаний, и такое измерение может быть выполнено с использованием областей интереса (ОИ) при сканировании однородного фантома. Функция статистической области интереса (доступная на большинстве компьютерных томографов) позволяет пользователям размещать прямоугольную или овальную область интереса на изображении, в пределах которой вычисляется среднее значение и стандартное отклонение (SD) чисел CT для включенных пикселей. SD указывает величину случайных колебаний числа CT и, таким образом, связано с шумом: чем больше SD, тем выше шум изображения.Более полное обсуждение шума изображения представлено в Приложении B.

Поскольку шум вызывает наибольшее беспокойство при просмотре низкоконтрастных структур мягких тканей, важным тестом производительности сканера является то, насколько хорошо малоконтрастные тестовые объекты видны при типичных уровнях шума. На рисунке 11 показан пример тестового фантома с низким контрастом, состоящего из групп стержней, внедренных в материал, обеспечивающий контраст объекта приблизительно на 0,6% (т.е. номинальная разница числа КТ, равная 6, между стержнями и фоном).Группы стержней имеют диаметр от 6 до 2 мм. В этом примере видны 5-миллиметровые стержни, а более мелкие теряются в шуме.

Низкоконтрастный фантом для проверки работы КТ в присутствии типичных уровней шума изображения (от фантома аккредитации Американского колледжа радиологии). Видны пятимиллиметровые стержни, но более мелкие не видны из-за шума.

Артефакты изображения

Артефакты можно определить как любую структуру, которая видна на изображении, но не отражает фактическую анатомию.Большинство типов артефактов CT делятся на 1 из 3 категорий: артефакты затенения, артефакты кольца или артефакты полос ( 18 ).

Самый распространенный тип артефактов затенения — это эффекты усиления луча. Артефакты усиления пучка фактически присутствуют на всех КТ-изображениях в той или иной степени и связаны с несовершенной коррекцией усиления пучка. Они проявляются в виде неоднородностей в числах CT однородного материала, например, в числах CT, которые ниже в центре однородного фантома, чем на периферии.Такие неоднородности, как правило, довольно малы (<5 HU) и не видны, если только не просматривается сканирование однородного фантома с очень узким окном. Однако иногда большее затвердевание происходит, когда сканирование проходит через толстые участки кости или через контрастное вещество. В этом случае области гипоинтенсивности (т. Е. Числа CT ниже ожидаемого) могут появиться ниже по потоку на путях чрезмерно закаленных лучей (рис. 12). Рассеивание также может вызывать артефакты затенения, хотя они редко встречаются в большинстве современных сканеров.

Артефакт усиления луча, вызванный необычно сильным затвердеванием рентгеновских лучей, проходящих через толстую кость.

Кольцевые или частичные кольцевые (дуговые) артефакты связаны с геометрией сканирования третьего поколения и обсуждались ранее ( 8 ). Кольцевые артефакты возникают из-за ошибок, дисбаланса, отклонений калибровки или других неточностей измерений в элементе матрицы детекторов относительно его соседей. Каждый детектор в сканере третьего поколения всегда измеряет лучи, проходящие на фиксированном расстоянии d от центра вращения, причем d зависит от расположения детектора в матрице.Любые такие неточности в измерениях от конкретного детектора, возникающие во время сканирования (или части сканирования), проецируются обратно по траекториям лучей, измеренным этим детектором. Эти неточности вносят незначительный вклад в количество пикселей на большей части изображения (потому что несколько сотен проецируемых назад значений вносят вклад в каждый пиксель), но имеют тенденцию усиливаться вдоль кольца радиуса d, где несколько таких лучей пересекаются.

Кольцевые (или дуговые, если они возникают только на части сканирования) артефакты обычно легко распознаются программными алгоритмами кольцевой коррекции и, таким образом, могут быть удалены с изображения.Кольца малого радиуса (т. Е. Около центра вращения) или дуги небольшой угловой протяженности могут не распознаваться как артефакты и, таким образом, свертываться на изображении. На практике сканеры третьего поколения чувствительны к неточностям детектора, которые без корректирующих алгоритмов были бы видны на большинстве или на всех КТ-изображениях.

Артефакты из полос могут возникать на всех сканерах. Хотя они возникают по многим причинам, большинство из них связано с несогласованными или плохими измерениями детектора. Факторы, вызывающие несогласованность, включают движение (анатомия в разных местах во время разных частей сканирования), эффекты частичного объема, металл (измеренная интенсивность, которая находится в пределах откалиброванного диапазона детектора, и, возможно, эффекты упрочнения луча и частичного объема), недостаточная интенсивность рентгеновского излучения (приводящая к высокому количеству случайных ошибок) и неисправности (искрение в трубке или несоосность системы).Несогласованность из-за эффектов частичного объема проиллюстрирована на рисунке 13. Во время осевого сканирования 360 ° один и тот же луч (или почти тот же луч) отбирается дважды, но рентгеновские лучи проходят в противоположных направлениях. Однако из-за расходимости пучка рентгеновского пучка конической формы образуются несколько разные объемы в каждом направлении. Небольшая структура, такая как край кости, может частично заходить в объем, чтобы ослабить луч, идущий в одном направлении (скажем, вниз, когда трубка находится выше), но может быть пропущена, когда луч идет из противоположной стороны. направление (вверх, когда трубка внизу).Таким образом, два измерения одного и того же пути луча несовместимы и приведут к полосе изображения.

Полосы частичного объема вызваны противоположными рентгеновскими лучами, которые номинально проходят через одни и те же воксели, но фактически отбирают немного разные конусообразные объемы ткани в результате расхождения луча. Небольшая структура, такая как кусок кости, обнаруживается лучом с одного направления, но пропускается противоположным лучом. Возникающая несогласованность приводит к артефакту полосы.

Независимо от источника, эффект несогласованности — создание артефакта полосы из-за природы реконструкции обратной проекции.В некоторых случаях несоответствия можно распознать и исправить с помощью программных алгоритмов. В других случаях полос можно избежать или свести к минимуму с помощью соответствующих методов сканирования, включая сканирование после 360 °, известное как пересканирование (для уменьшения полос из-за некоторого движения) или использование более тонких слоев (для минимизации эффектов частичного объема).

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

В этой статье обсуждаются доза КТ-излучения, измерение дозы КТ и качество изображения КТ. Чаще всего используется дескриптор дозы CTDI, который представляет дозу для местоположения (например,g., глубина) в отсканированном объеме из полной серии срезов. Средневзвешенное значение CTDI, измеренного в центре и на периферии фантомов дозы, CTDI _w , обеспечивает удобную оценку дозы пациента для процедуры одним числом, и это значение (или связанный показатель, который включает длину сканирования, CTDI _том ) часто отображается на консоли оператора.

КТ, как и в большинстве изображений, описывается с точки зрения контраста, пространственного разрешения, шума изображения и артефактов.Сильной стороной компьютерной томографии является ее способность визуализировать структуры с низким контрастом на объекте, задача, которая ограничена в первую очередь шумом и поэтому тесно связана с дозой облучения: чем выше доза, вносимая в изображение, тем менее заметны шумы изображения и тем легче воспринимать малоконтрастные структуры. Пространственное разрешение в конечном итоге ограничено выборкой, но фильтр реконструкции сильно влияет на шум изображения и разрешение.

В результате, диагностически приемлемое качество изображения при приемлемых дозах излучения требует надлежащим образом разработанных клинических протоколов, включая соответствующие пики в киловольтах, силу тока, толщину срезов и фильтры реконструкции.