西門子大孔徑CT模擬定位機的穩定性測試

曾華驅，溫尊北，陳宗友，林啟富，梁柱，湯樹奎

高州市人民醫院 放療中心，廣東 高州 525200

引言

本科室新引進的西門子大孔徑CT模擬定位機由一臺帶有水平床面的CT掃描儀，患者定位和標記用的激光系統，CT模擬/3D治療計劃軟件以及各種硬拷貝輸出設備組成。筆者對其性能進行穩定性測試，檢查其性能是否符合國家標準，是否滿足放射治療模擬定位的要求，從而確保病人準確的病灶靶區和正常關鍵結構的勾畫，并希望能為同行提供借鑒。

1 材料與方法

1.1 材料

本次測試使用材料包括水平尺、標有刻度的標尺（長40 cm）、體模支架和體模組，100 kg的病人當量負荷。按水體模—斷層厚度體模—金屬絲體模—球形體模順序將體模和體模支架一起安裝在檢查床的頭端如圖1所示，所用的體模如圖2所示。

圖1 體模安裝

圖2 體模構造

1.2 檢測方法

斷層厚度測試、CT值和均勻性測試、像素噪聲測試全都在頭部和體部兩種測試模式下進行，空間分辨率測試除了頭部和體部測試模式外，還包括超高分辨率（Ultra High Resolution，UHR）合成的最銳利模式。各種測試模式的測試參數如表1所示。測試結果評價標準參照國家法規[1]和國際行業文件[2-4]。

1.2.1 定位燈和定位像測試

在激光定位燈測試中，系統體模居中并對準，以使激光燈與體模上的凹槽相吻合。通過使用窄準直器掃描所得的體模圖像，來測試凹槽與掃描平面以及矢狀面和冠狀面的相合性。在系統體模的定位像圖像中，選擇使用窄準直器的定位像掃描位置對準體模上的凹槽。通過錄制的體模定位像圖像來檢查凹槽與掃描平面的相合性。

在圖像區內，體模在圖像中顯示為一個圓。對于激光定位燈測試，使短條和長條位于12點鐘位置十分重要（圖3）。激光燈精確度允許的誤差范圍取決于放射治療的目標和治療過程中要求的準確性程度。對于三維適形和調強技術以及立體定向放射治療技術，誤差應該控制在1 mm以內。

圖3 體模圖像

1.2.2 斷層厚度測試

通過測量鋁斜面在斜面與斷層相交處的圖像寬度，來評估斷層截面的厚度。寬度定義為基線校正CT值分布圖的半高全寬。充分考慮重建卷積核和錐角對測得的寬度的影響。測量時使用典型頭部模式和典型體部模式。至少對兩個外部斷層和一個中心斷層進行評估。通常用于放射治療應用的CT掃描層厚一般為3～5 mm，本次選擇5 mm層厚條件進行斷層厚度測試，要求誤差≤1 mm。

1.2.3 CT值和均勻性測試

方法：測量使用典型頭部模式和典型體部模式。通過測量直徑為20 cm的圓柱形水體模圖像中的五個感興趣區（Region of Interest，ROI）所含的平均CT值，來評估水的CT值和均勻性。ROI位于水體模中央以及靠近邊緣的12點鐘、3點鐘、6點鐘和9點鐘位置。水的CT值是中心ROI所含的CT值，均勻性是各個外部ROI與中心ROI之間的差異。誤差范圍應在（0±5） HU以內。

表1 各種測試模式的測試參數

1.2.4 執行像素噪聲測試

方法：測量使用典型頭部模式和典型體部模式。通過測量直徑為20 cm的圓柱形水體模圖像的ROI所含的CT值的標準偏差，來評估圖像噪聲。ROI位于體模中央。要消除圖像不均勻性和環狀偽影的影響，應對兩個連續掃描的不同圖像進行評估，將測得的結果與廠家定義的標準進行比較。西門子廠家定義在典型頭部模式和典型體部模式測試條件下，測量20 cm水模體圖像中的噪聲的誤差范圍分別為3.6 HU±10%，4.2 HU±10%。

1.2.5 執行調制傳輸函數測試以評估空間分辨率

通過評估處于掃描平面中心并沿掃描系統軸平行的塑料桿上的細鎢絲形成的圖像，可確定高對比度分辨率。從鎢絲圖像中可獲得點擴散函數并計算調制傳輸函數（Modulation Transfer Function，MTF）作為點擴散函數的傅立葉變換。MTF的50%和10%值將被評估。頭部模式和最銳利模式只測量層厚2。測量時使用三組掃描參數，分別代表典型頭部模式、典型體部模式、無超高分辨率合成的最銳利模式，將測得的結果與廠家定義的參考值比較，不同測試模式下廠家定義的MTF參考值如表2所示。

表2 廠家定義的MTF標稱值（LP/cm）

1.2.6 執行檢查床位置測試

檢查床位置測試是在沒有曝光的情況下進行的，將一標尺安放在檢查床的可移動床面上，并使該標尺的0標記與檢查床固定架上的一記號對準。在檢查床上放置100 kg的病人當量負載，將水平床位設置為零，病人檢查床在30 cm的距離上，自動向前和向后作連續的步進運動。每一系列運動完成之后，使用刻度尺測量距離，偏差應不超過1 mm。

2 結果

2.1 定位燈和定位像測試結果

定位燈和定位像測試結果誤差全部為0，表明新安裝的CT模擬定位機激光定位燈和定位像都很精確。

2.2 斷層厚度測試結果

斷層厚度測試結果如表3所示，頭部和體部模式采集到的3幅圖像的層厚結果誤差都小于0.3 mm，大大低于國家要求的1 mm誤差。

表3 斷層厚度頭部和體部模式測試結果（mm）

2.3 CT值和均勻性測試結果

本次測試結果如表4所示，結果顯示水的CT值的誤差小于1 HU，均勻性的誤差小于2 HU，滿足國家要求。

表4 CT值和均勻性頭部和體部模式測試結果（HU）

2.4 執行像素噪聲測試結果

本次測試在頭部模式下測得層厚1、層厚2、層厚3的噪聲值分別為3.66、3.53、3.54 HU。體部模式下測得層厚1、層厚2、層厚3的噪聲值分別為4.04、4.09、4.04 HU。可見測得的結果在廠家要求的誤差范圍之內。

2.5 空間分辨率測試結果

空間分辨率測試結果如表5所示，結果在廠家定義的標稱值范圍之內。

表5 調制傳輸函數MTF測試結果（LP/cm）

2.6 床位置測試結果

床位置測試結果如表6所示，在四個位置測試床的進床和退床精度，結果顯示偏差都為0。

表6 床位置檢測結果（mm）

3 討論

本文對西門子大孔徑CT模擬定位機的性能進行了測試，測試結果滿足臨床要求。目前國內對CT模擬定位機的檢測還沒有相關的行業規范，只能夠參照國內外相關文獻。CT模擬定位機與常規診斷CT不同，對測試結果的評價要充分考慮到放射治療的要求。例如，定位激光燈的準確性直接影響相對于患者皮膚標記定位治療體積的能力以及患者從CT模擬定位機到治療機的定位的可重復性，斷層厚度的準確性決定了數字重建影像（Digitally Reconstructed Radiographs，DRRs）的質量，影響治療體積和危及器官的精確勾畫。在放射治療計劃中，為了從CT圖像計算治療劑量分布，需要建立相對電子密度和CT值之間的關系，因為放射治療所用X射線能量的主要相互作用是康普頓效應[5]，不正確的CT值與電子密度關系可能導致放射治療劑量計算錯誤。即使CT值準確，掃描條件和定位床板也會影響CT-電子密度轉換曲線[6]，不同掃描部位的CT值與電子密度轉換曲線對放射治療劑量也產生一定的影響[7]。理想狀態下CT圖像應該沒有系統性偽影，并且均勻體模的圖像應該具有統一的外觀，不產生條紋和偽影，即均勻性要足夠好。設備設計、射束硬化或圖像重建軟件導致的圖像偽影都可以表現為系統CT均勻性變化。開機后預熱后空機運行一次，選擇恰當的mA值和kV值用于定位，可以使CT圖像的均勻性保持在一個很好的狀態[8]。應該每天對放射治療定位用的kVp值進行CT值和均勻性測試。現在大孔徑的CT模擬定位機在放射治療中得到普及，但隨著孔徑的增加，高對比度分辨率和圖像噪聲會下降不少，圖像噪聲決定了肉眼可以區分的物體對比度的下限，更小的圖像噪聲可以幫助提高正常結構和腫瘤靶區勾畫的精度，但圖像噪聲易受管電壓、管電流、掃描層厚和重建算法的影響，圖像噪聲隨管電流和掃描層厚的增加及重建算法卷積核的減小而減小[9-10]。空間分辨率最常用的評估方法是使用具有一定范圍空間頻率的線對體模進行測量或通過調制傳輸函數進行測量。但不同的廠家對空間分辨率的評價方法不同，柳晶波等[11]討論了64層螺旋CT空間分辨率評價方法。本研究選擇MTF=50%的值和MTF=10%的值對空間分辨率進行評估，因為使用MTF測量的空間分辨率通常高于使用線對體模可以觀察到的分辨率，況且用線對體模測量的空間分辨率可能并不總是能夠滿足制造商的規格。所以對空間分辨率的測量最好使用從點擴散函數或邊緣擴散函數經過傅里葉變換獲得的調制傳輸函數曲線。體模中線對組的設計結構、加工誤差以及體模的擺放方式都會以不同的形式和程度對空間分辨率的檢測結果產生了影響[12]，這種影響應該在日常質量保證檢測中引起注意。CT模擬定位機床面的幾何形狀與放射治療機的平坦床面相似，床和床面應該與斷層平面正交，才能確保可以在治療機上精確地再現掃描定位患者幾何形狀。床位置的不準確也會導致掃描圖像空間變形，影響放射治療精確。

總之，要滿足精確放射治療的要求，必須要定期做好CT模擬定位機的質量管理和質量保證。對CT模擬定位機進行全面穩定性檢測是一項復雜而非常重要的工作，物理師和工程師應針對各項的檢測項目掌握正確的檢測方法，并熟悉影響檢測結果的各種因素[13-17]，保障醫療質量和安全。