Доза КТ

Фактори, що впливають на дозу опромінення та принцип оптимізації дози

Чому так важлива оптимальна доза опромінення пацієнта в комп’ютерній томографії?

Тому, що висока доза опромінення викликає зміни в ДНК, сприяє утворенню вільних радикалів і, як наслідок, детермінованих та стохастичних біологічних ефектів:
 

Чи є небезпечними КТ дослідження та чи потрібно їх уникати?

Ні! Якщо дотримуватися принципу ALARA.
 

Принцип ALARA (As low as reasonably achievable)

В зв’язку зі швидким розвитком та поширенням КТ діагностики в усьому світі, виникає занепокоєння з приводу потенційних ризиків від променевого навантаження.

Оскільки, з однієї сторони людство не може обійтися без якісної діагностики, з іншої сторони існує певний вплив опромінення на організм, то при проведенні КТ досліджень, необхідно керуватися принципом ALARA. Цей принцип полягає в тому, що доза опромінення повинна бути настільки низькою, наскільки зображення залишається діагностичним та дозволяє прийняти клінічне рішення. Тобто найголовнішим завданням є знайти баланс поміж якісним зображенням та безпекою пацієнта.

Слід зауважити, що принцип ALARA не означає елементарне зниження дози для кожного дослідження, що може призвести до втрати діагностичності зображень. Це означає, що кожен протокол та кожне окремо взяте дослідження потрібно адаптувати під клінічну задачу.

Наприклад: при операції з трансплантації печінки, КТ часто використовується для визначення розмірів. Для такої клінічної задачі можна використовувати дуже низьку дозу, оскільки висока шумність зображення не вплине на точність визначення розмірів в трьохмірній системі координат. З іншої сторони, вища доза використовується в випадках, коли стоїть задача візуалізувати низькоконтрастні ураження малого розміру в печінці крупних пацієнтів. Тому, використання іонізуючого випромінювання повинне відповідати меті дослідження та здійснюватися під керівництвом відповідно навченого персоналу.

Класичний приклад  принципу  ALARA використовується в педіатрії. Тому, що розміри та рівень чутливості дітей до радіації суттєво відрізняються. Якщо проводити дослідження дітей на протоколах для дорослих, то діти отримують в 7-8 раз більшу дозу опромінення, ніж це необхідно для діагностики.

SureExposure (модуляція току, мА) автоматично вибирає правильну дозу, що базується на  розмірах пацієнта та гарантує, що ALARA принципи використовуються для всіх пацієнтів – дорослих та педіатричних.

Як дізнатися який комп’ютерний томограф здатний проводити найбільш низькодозові дослідження?

Просто порівняти ефективні дози на різних КТ сканерах.

Ефективна доза та детектування низькоконтрастних елементів.

Ефективність дози – це можливість КТ сканера досягнути конкретного рівня якості зображення при найменшій можливій дозі опромінення.

Найкращий спосіб оцінки ефективності дози – це оцінити  можливості системи відрізнити об’єкти з маленькою різницею в одиницях Хаунсфілда від фону.

Детектування низькоконтрастних елементів тісно взаємопов’язане з шумом зображення, так як маленькі об’єкти важко відрізнити від фонового шуму. Так як шум залежить від дози випромінювання, а детектування низькоконтрастних елементів (LCD) напряму залежить від шуму зображення, то LCD чудово відображає загальну ефективність дози КТ системи.

КТ з найбільш ефективними дозами здатні розрізнити найменші низькоконтрастні об’єкти при найнижчій дозі опромінення.

Що впливає на дозу опромінення пацієнта та на якість зображення?

Існує деяка кількість  параметрів та атрибутів пацієнта, що впливають на дозу та якість зображення КТ-дослідження.

Деякі з них можуть контролюватися користувачем системи (кВ, мАс, пітч), інші фактори, властиві самому сканеру (ефективність детектора, геометрія). Ще інші – ті, що залежать від самого пацієнта (розмір пацієнта, анатомія). Всі ці параметри взаємопов’язані. Абсолютне розуміння того, як кожен параметр пов'язаний з іншими та впливає на дозу та якість зображення – надзвичайно важливе для дотримання принципів ALARA.

Фактори, що контролюються оператором (користувачем) КТ

kV (кіловольти) – потенціал рентгенівської трубки або кВ – це вольтаж між анодом та катодом рентгенівської трубки. Це визначає енергію рентгенівського випромінювання. Вища енергія рентгенівських променів має більшу ймовірність пройти крізь тіло та створити сигнал на детекторі, ніж нижча енергія. При всіх інших однакових умовах, вищий кВ означає менше шуму. Проте, коли ці промені високої енергії поглинаються тілом, вони збільшують дозу опромінення пацієнта. При однакових параметрах сканування, зміна кВ з 120 до 135, збільшує дозу опромінення близько 33%. Шум зображення знижується при збільшенні дози та більше фотонів досягає детектора, але при цьому порушується контрастність тканин. Найголовнішою причиною для використання високих кВ, таких як 135 кВ – це отримання кращого проникнення променів для крупних пацієнтів або щільних тканин таких як кістки.

mAs (мілі ампер-секунди) - ток на трубці або мА, визначає кількість рентгенівських променів, що видає трубка. В поєднанні з часом ротації трубки цей показник відображає загальний вихід рентгенівських променів за один оберт або мАс. Зміна показника мАс  - це найбільш розповсюджений спосіб регулювання дози опромінювання та рівня шуму. Зменшення кількості рентгенівських променів збільшує рівень шуму в зображенні, а детектування низькоконтрастних елементів  зменшує.

CT Pitch та Helical pitch

Helical pitch визначається як довжина руху столу за одну ротацію поділена на ширину активного детектора в напрямку Z (в детекторі не завжди задіяні всі елементи, тому наголошується на ширину активного детектора). А це значить що, чим вищий пітч, тим швидше рухається стіл через рентгенівський промінь, в результаті пацієнт отримує нижчу дозу опромінення. Тим не менше, збільшуючи пітч, ми отримуємо менше проекцій даних, тим самим збільшуючи шум. Тому, збільшуючи пітч, потрібно збільшити і мА, щоб зберегти якість зображення. Тому, найголовнішою причиною сканування зі швидким пітчем є не зменшення дози, а зменшення загального часу сканування.

Effective mAs

mAs eff – це мАс поділений на пітч. Це доволі розповсюджена, але неточна практика використання мАс для  оцінки дози. Так як пітч також впливає на дозу пацієнта, мАс сам пособі не повністю відображає число проникнень рентгенівських променів в тіло пацієнта. За допомогою ділення стандартних mAs на пітч, отримуємо значення, пропорційне дозі пацієнта  саме для даного сканера. Хоча використання мАс eff як  оцінки дози працює ефективно при порівнянні цих показників на одному і тому ж сканері, але абсолютно не працює при порівнянні доз з двох різних сканерів. Багато аспектів в конструкції КТ впливають на загальну дозу випромінювання тому однакова mAs eff на двох різних сканерах не означає однакову дозу опромінення пацієнтів.  Найкращий спосіб порівняти дози поміж сканерами – це перевірити детектування низькоконтрастних елементів.

Колімація

В мультиспіральному скануванні існує багато комбінацій ширини зрізу, кількості зрізів, що можуть бути задіяні в процесі сканування. При всіх колімаціях на мультизрізових системах рентгенівський промінь трохи ширший ніж  номінальна ширина детектора (кількість елементів детектора помножена на ширину елемента детектора). Це потрібно для того, щоб детектор на краю масиву отримував рівномірне рентгенівське покриття.

Та невелика кількість випромінювання, що не використовується, називається пенумбра. Зазвичай загальна кількість пенумбри  однакова, незалежно від номінальної ширини променю. Тому при ширших пучках додаткове випромінювання від пенумбри становить менший відсоток загальної корисної ширини пучка. Тому, для найкращої якості зображення та ефективної дози  - ідеально використовувати тонкі зрізи, що покривають весь детектор.

Відсканована та відреконструйована ширина зрізу

Відсканована ширина зрізу  регулюється конфігурацією мультизрізового  детектора і визначає мінімальну ширину зображення, яку можна реконструювати. Наприклад, зображення відскановані з колімацією 16х1 може бути відреконструйована в 1 мм або більше, в той час коли зображення відскановані з колімацією 16х0,5, можуть бути відреконструйовані такої ж товщини, як виставлений зріз при скануванні.

Оскільки один із факторів, що сприяють шуму зображення, - це кількість фотонів, які використовуються для створення зображення, товстіші реконструйовані зображення мають менший шум, при однакових інших факторах. Проте, товщі зрізи мають меншу роздільну здатність в напрямку z. Щоб зменшити шум зображення, завжди можливо відреконструювати товщі зрізи з тонких – відсканованих 0,5 мм.

Тому, сканування з найтоншими можливими зрізами запобігає утворенню артефактів часткового об'єму (коли один воксель містить більше ніж  одну тканину) та дозволяє створити відмінні MPR та 3D рендеринг зображення і зберігає найбільшу гнучкість у реконструкції, не використовуючи більшу дозу опромінення. Зважаючи на вплив колімації на дозу, оптимальна якість зображення та ефективність дози досягаються за допомогою найтонших зрізів, що охоплюють весь детектор.

Кернелі реконструкції

Частиною процесу реконструкції є фільтрування отриманих даних через кернель реконструкції. Так як кернель реконструкції відіграє важливу роль в визначенні просторової роздільної здатності, це має великий вплив на кількість шуму в зображенні, та як наслідок на дозу, що потрібна для отримання відповідного рівня якості зображення.

Існує досить різноманітний вибір кернелів. Більш різкий фільтр (Sharp) призводить до кращої роздільної здатності (проте шумність зображення більша), в той час як більш м’який фільтр (smooth) зменшує шумність зображення за рахунок роздільної здатності.

Вибір кернеля базується на клінічних задачах: більше кернелів для тіла є м’якими, щоб зменшити шум в зображенні та збільшити контрастність, в той час, коли легеневі кернелі частіше різкі, щоб краще ідентифікувати тонкі повітряні шляхи.

ФАКТОРИ, ЩО ВЛАСТИВІ СКАНЕРУ

Ефективність детектора. Жодна апаратна частина КТ сканера не має більшого впливу на дозу, ніж ефективність детектора. Можливості детектора спіймати рентгенівський промінь та перетворити його на світло, передати це світло та перетворити його на електричний сигнал з мінімальними втратами, визначає загальну ефективність детектора. Результати ефективного детектора – це зниження дози пацієнта при заданій певній якості зображення. З метою створення високоефективного свічення детектора, вчені винайшли новий спосіб агломерації кераміки з оксисульфідом гадолінію. В основу кераміки додається празеодимій, що забезпечує високу віддачу світла і дозволяє точно обробляти матеріал з товщиною зрізу 0,25 - 0,5 мм  з чистими та чіткими краями. Коротке післясвічення та швидкий час згасання, дозволяє використовувати швидке сканування та ротацію трубки без артефактів зображення, тоді як висока світловіддача сприяє детектуванню низькоконтрастних елементів зображення.

Фільтрація. Рентгенівські трубки створюють рентгенівські промені, що попадають на детектор та створюють зображення. Рентгенівські промені після виходу з трубки, мають спектр енергій з діапазоном від дуже низької енергії до максимально високої енергії. Як уже згадували раніше, нижча енергія фотонів не проникає через тіло пацієнта так добре як висока енергія.  Фактично, низька енергія фотонів не пройде через тіло взагалі. Так як формування зображення відбувається внаслідок проходження фотонів через тіло та їх детектування, то низька енергія фотонів тільки опромінює пацієнта і не бере участь в формуванні зображення. Тому, для всіх КТ сканерів Canon Medical додають певні фільтри поза рентгенівською трубкою, щоб заблокувати рентгенівські промені з низькою енергією.

В процесі видалення низько енергетичних рентгенівських променів також можуть видалятися деякі  середні та високоенергетичні рентгенівські промені, для зменшення загального виходу  з трубки. Це означає, що вищі значення енергії  потрібні для реалізації заданого рівня шуму. Окрім цього, є рентгенівські промені середньої енергії, що забезпечують найкращу контрастність для м’яких тканин.  Тому занадто жорстка фільтрація може призвести до порушення детектування низькоконтрастних елементів. Тому, КТ система потребує достатньо фільтрації для блокування фотонів низької енергії, але не занадто багато для втрати можливості оптимально розрізняти низько контрастну анатомію.

Геометрія

Існує поширена, але помилкова думка, що геометрія КТ-сканера (тобто фокус до центру та фокус до відстані детектора) та розміри фокальних плям відіграють значну роль у формуванні  дози опромінення пацієнта. Реально, розмір фокальних плям впливає на дозу буквально на пару відсотків. Cаме відношення фокуса сканера до ізоцентру та фокуса до відстані детектора в поєднанні з фізичним розміром детектора визначає роль геометрії. Доки розмір детектора збільшується пропорційно відстані від фокусного плями, різниці в  mAs (тобто дозі), необхідній для досягнення однакової якості зображення між двома геометріями, немає.

Фактичною  перевагою впливу   дози на  шкіру пацієнта є довга геометрія, оскільки пацієнт знаходиться далі від рентгенівської трубки під час сканування.

 

ФАКТОРИ ПАЦІЄНТА

Розмір пацієнта відіграє важливу роль в тотальному поглинанню дози при одній і тій самій техніці сканування. У пацієнтів малого розміру, такими як діти, доза може бути більшою в два – три рази більше ніж у дорослих, при використанні однієї і тієї ж техніки. Також, з пацієнтами меншого розміру для досягнення тієї ж якості зображення, потрібно менше kV та mAs. Тому важливо адаптувати kV та mAs до розміру пацієнта та мінімізувати дозу опромінення.

Частина тіла, що сканується. Різні органи тіла мають різну чутливість до радіації. Наприклад, шлунок більш чутливий до радіації ніж печінка, яка більш чутлива до радіації ніж кістки. Це означає, що однакова поглинена доза має більший ризик для абдомінальної зони ніж для більшості кісток, таких, як нижні кінцівки.  Багато в чому це пов’язано зі швидкістю клітинної реплікації в цих органах.

Вік.Ризик розвитку раку від КТ досліджень знижується з віком. Латентний період чи час поміж дією випромінювання та клінічним початком онкологічного захворювання становить 10 або більше років. Більше того, органи молодших пацієнтів є більш чутливими в цілому із-за швидкого темпу поділу клітин та росту. Тому у молодих пацієнтів критично утримувати дозу настільки низькою, наскільки це можливо при підтримці потрібної якості зображення.