千伏级锥形束CT

千伏级锥形束CT（精选3篇）

千伏级锥形束CT 篇1

摘要：目的:采用直线加速器机载的兆伏级锥形束CT(MV-CBCT)扫描技术对头颈部肿瘤调强放疗的摆位误差进行探讨。方法:对接受调强放射治疗的头颈部肿瘤患者在首次放疗前进行MV-CBCT扫描,以后每周扫描1次,分别记录扫描图像相对于治疗计划图像靶中心点位置在左右、头脚、前后各方向上的偏移量,以判断摆位的准确性。结果:本组对101例头颈部肿瘤患者共进行MV-CBCT扫描535次,平均误差分别为:左右(1.04±0.51)mm、头脚(1.81±0.79)mm、前后(1.93±0.95)mm。结论:使用MV-CBCT扫描系统能较准确快捷地检测和修正摆位误差,从而能有效地改善和提高摆位精度,为精确放疗技术的实施提供可靠保证,并为医生勾画靶区的外放边界提供参考依据。

关键词：兆伏级锥形束CT,摆位误差,调强放疗,计划靶区

1 引言

随着调强放疗技术的普及,在肿瘤治疗方面实现高精度、高剂量、高疗效和低损伤的现代放疗模式[1]成为现实。然而,在放射治疗计划的制定和实施过程中存在许多不确定因素,可影响靶区的几何形态,进而影响到肿瘤放疗的局控率。放疗摆位是精确放疗得于实现的重要环节,临床上如果不能保证摆位质量,就会使放疗计划得不到顺利实施而出现漏照或多照现象,所以只有保证准确的放疗摆位,才能避免重要器官的损伤,提高疗效[2]。本文统计分析在我院放疗科接受调强放疗的头颈部肿瘤患者基于分次治疗前MV-CBCT扫描的摆位误差数据,以便找出准确摆位的方法,并为医生勾画计划靶区时确定外放边界的大小提供参考依据。

2 数据采集

2.1 仪器设备

所用放疗设备为Siemens公司的ONCOR直线加速器、Huanyue CT模拟定位机和Philips公司的Pinnacle8.0治疗计划系统。加速器上装备有82片电动多叶光栅,最大射野40 cm×40 cm。图像引导部分使用兆伏级锥形束CT和适用于兆伏级X射线的非晶硅探测器。探测器安装在伸缩固定架上,固定架能够在10 s内展开,探测器的几何位置重复性在1 mm以内。

2.2 摆位误差的测量

患者第一次治疗时,按治疗计划提供的等中心标记摆位,体位选用头先进仰卧位。图像采集类似于旋转照射,加速器机架进行200°的连续旋转扫描(即顺时针从270°~110°),每1°角采集1帧图像,整个采集过程持续45 s。采集到第1帧射野图像后,重建过程立即开始,标准的256 mm×256 mm×274 mm大小的体积重建大约可以在110 s内完成。Coherence医师工作站将获取的治疗部位的重建CT图像与治疗计划CT扫描图像依据解剖结构进行三维手动或自动匹配,获得患者在左右、头脚、前后方向的摆位偏差值。以后每周每例扫描一次,本组对101例头颈部肿瘤患者共进行MV-CBCT扫描535次,收集相关位移数据以备分析。

2.3 计算方法

患者治疗部位的MV-CBCT图像与原始治疗计划扫描图像比较的误差分析,采用国际辐射单位及测量委员会ICRU62号报告中推荐的坐标系[3],分别是X轴表示左右方向,Y轴表示头脚方向,Z轴表示前后方向,向后、右、上方向移动为正值,向前、左、下方向移动为负值。

3 结果

(1)表1为本组101例头颈部肿瘤患者首次摆位行MV-CBCT扫描所采集的数据统计。

(2)表2为535次MV-CBCT扫描数据按X轴、Y轴、Z轴平均误差和标准差进行统计。

(3)鼻咽癌患者治疗部位的CT图像与治疗计划CT扫描图像基于解剖结构进行三维自动匹配图示,如图1所示。

4 讨论

与传统普通放疗相比,摆位的准确与否对精确放疗的影响更大,治疗计划设计制定出的剂量分布仅是一种理想模型,由于摆位误差的存在,实际上的剂量分布与之有较大差距。而CBCT扫描能够实时检测照射靶区与计划靶区的重合性,为精确放疗的实施提供保证。我院放疗科采用MV-CBCT扫描实现图像引导放射治疗,从2010年7月到2011年1月对接受调强放疗的101例头颈部肿瘤患者共进行MV-CBCT扫描535次。其中在左右、头脚、前后方向平均误差分别为(1.04±0.51)mm、(1.81±0.79)mm、(1.93±0.95)mm。由统计数据可见在头脚和前后方向的偏差较大,经试验确定头脚方向偏差与患者的体位固定以及热塑膜未完全冷却即开始定位有关[4,5],而前后方向偏差则主要与体位固定时紧固螺栓的松紧度不统一有关。从误差幅度发生频率的统计来看,≤3 mm的误差在3个方向上的发生率分别为99%、94%、93%;而>5 mm的发生频率仅为0%、1%、0%,表明摆位引起的误差大部分在3 mm以内。对<2 mm的误差我们不予处理;对≥2 mm的误差均通过遥控移动治疗床予以实时修正。

总之,在放射治疗时用MV-CBCT进行位置验证可以提高摆位的精度、减少摆位的不确定性,在维持或提高局控率的同时,减少周围正常组织的照射,且较以往传统的位置验证方法更方便快捷。此外,如何补偿摆位误差对靶区剂量分布的影响是IMRT需要注意的一个重要问题。ICRU62号报告规定:PTV应包括CTV、照射中的器官移动和由于日常摆位等因素引起的扩大照射的组织范围。所以摆位误差是决定PTV的一个重要因素。摆位误差的大小随不同单位和不同机器设备而有差别。因此,各放疗单位应进行实际测量来获得摆位误差数据,为本单位医生勾画靶区时确定由CTV向PTV外放边界的大小提供科学依据。

参考文献

[1]戴建荣,胡逸民.图像引导放疗的实现方式[J].中华放射肿瘤学杂志,2006,15(2):132-135.

[2]李高峰,朱庙生,吴钦宏,等.逆向计划调强适形放射治疗的质量保证[J].中华放射肿瘤学杂志,2002,11(3):190-193.

[3]ICRU.Reports 62 ICRU Publication[M].Bethesda:ICRU,1999:1 097-1 120.

[4]林承光,邓小武,黄峻,等.鼻咽癌适形放疗实施过程精确度和重复性研究[J].肿瘤学杂志,2004,10(4):208-210.

[5]陈健铃,倪晓雷.鼻咽癌调强放射治疗摆位误差的测量与经验体会[J].福建医药杂志,2008,30(1):121-122.

千伏级锥形束CT 篇2

牙颌面锥形束CT (cone beam computed tomography, CBCT) 出现于上世纪九十年代。不同于常规螺旋CT, 其采用大口径的圆锥形X 射线束扫描, 完成1周旋转即可获得整个扫描区域内的容积图像数据, 通过锥形束重建算法, 完成图像重建。具有覆盖人体纵轴范围广、图像清晰、重建方式符合口腔颌面部解剖学特点以及低辐射剂量等特点, 从而迅速在临床推广[1]。Mozzo等[4]1998年最先将CBCT应用到了口腔颅面成像领域。CBCT检查在国际上已逐步用于口腔颌面部硬组织病变的检查, 如种植体的设计、颌面部骨折、正畸中对颅颌面骨生长发育的判定、埋伏牙定位及颞下颌关节的检查等[3]。本文就CBCT在口腔颌面外科中的应用研究作一综述。

1 CBCT的优点

CBCT是专门应用于口腔科的一种单用机, 不同于传统螺旋CT的连续断层式扫描成像, CBCT放射源来自与曲断机器相似的低能固定阳极发生器, 采用特别图像增强器以圆锥状 (Cone shaped) X束获得图像, 且接收器呈两维板型, 旋转时可同时获得许多断层影像。锥形束CT因其较高的空间分辨率、更短的数据采集时间、更高的射线使用效率等优势渐渐被应用于临床。 Manuel等[4]通过对CBCT与实际解剖标本的比较发现, CBCT的线性距离误差小于1mm, 角度误差小于1°, 且能保持l∶1的比率, 没有对组织进行放大。Paolo等[5]通过对侧位片与CBCT的对比研究发现, 二者对关键点的定位及角度、距离的测量没有显著性差别, 但是CBCT的三维重建图像更精确, 空间分辨率精度更高。CBCT扫描时间快, 在单次旋转内就可获得设定区域解剖结构的全部信息, 扫描时间较螺旋形CT大大缩短, 普遍在8.9～40s之间, 稍长于全景片的扫描时间[6]。CBCT的费用远比螺旋CT低, 仅比曲面断层和侧位片稍高, 也减轻了患者的负担。

2 CBCT在牙槽外科中的应用

2.1 埋伏牙的定位

颌骨内埋伏牙是口腔颌面外科门诊中常见的牙颌畸形, 二维的全景片尽管能够清楚地显示埋伏牙在牙列中与邻牙的左右位置, 但对牙齿重叠的前后关系无法做出明确的判断。定位片通过改变X线投射角度判断埋伏牙在牙列的唇腭侧, 但由于重叠影像多和分辨率低, 存在不同程度的变形和扭曲, 也不能完全准确、形象、立体地显示出埋伏牙的空间细节[7]。因此, 有必要在临床上对埋伏牙进行高分辨率螺旋CT检查。但由于螺旋CT照射剂量较大、检查费用高, 在一定程度上限制了其在埋伏牙检查中的应用[8]。CBCT三维容积重建影像可以从任意角度旋转观察埋伏牙立体解剖图像, 并可通过控制灰阶随意调节适合人眼视觉的观察范围, 更确切、形象地显示了埋伏牙的数目、牙体大小及形态、牙冠萌出的方向、与邻牙位置关系, 具有直观的立体感, 大大提高了埋伏牙诊断的准确性, 有利于规划合理的治疗方案和手术计划实施[9]。吴志玲等[10]发现CBCT在诊断牙槽骨缺损时具有明显的优势, 优于根尖片。

2.2 下颌神经管的定位

下牙槽神经损伤是下颌阻生第三磨牙拔除术中较严重的并发症之一, 发生率0.4%～9.8%。术前判断下牙槽神经定位是避免术中神经损伤的重要手段, 常用的根尖X线片和曲面体层X线片检查不能满足对高风险人群的诊断需要, 使用CBCT可较准确地检查出下颌阻生第三磨牙与下牙槽神经管的位置关系, 为术前充分准备、手术操作提供了较为可靠的依据[11]。陈全等[12]通过对49例 (60侧) 阻生智齿术前行CBCT检查, 术中观察拔牙创, 证实CBCT术前检查判断下牙槽神经管具有较高的真实性和可靠性, 对手术设计方案及预测下牙槽神经损伤风险有实际指导意义。

3 CBCT在正颌外科中的应用

3.1 CBCT对术中的指导

CBCT可以清晰显示上颌骨厚壁的角度、厚度, 上颌骨内侧壁的厚度以及翼腭管和腭降动脉的位置, 为上颌 Lefort Ⅰ型截骨提供依据, 避免损伤腭降动脉, 准确截断上颌各骨壁, 下牙槽神经损伤是下颌升支矢状劈开术的常见并发症, 可能原因是术中骨凿对下牙槽神经直接或间接的损伤[13]。Angelopoulos等[14]应用全景片及CBCT于种植体植入前检查下牙槽神经管的走向, 发现CBCT精度更高, 避免了相邻组织的重叠干扰, 从而保证了下牙槽神经管的准确定位。

3.2 CBCT改变了传统的头影测量模式

传统头影测量方法由于缺乏对颌面部畸形的整体分析, 在正颌外科手术设计以及远期效果的预计上无法做到有针对性的分析, 给临床医生带来很大麻烦。衡士超等[15]将CBCT与simplant软件结合用于颌面部三维头影测量, 发现所有标志点均具有很高的准确度和可重复性, 因此证明CBCT技术结合simplant软件提供了方便、快捷、准确的计算机辅助测量分析平台, 可为有关牙颅面发育畸形提供相关诊治依据。

4 CBCT在颞下颌关节中的应用

颞下颌关节具有复杂的结构和功能, 其骨性结构位置关系对于关节疾病的诊断和治疗, 以及可能涉及到颞下颌关节的手术治疗等都具有重要的意义。以往的研究多集中于二维影像的定性定量分析, 而髁状突和关节窝复杂的三维空间关系被描述为二维影像时难以表达颞下颌关节骨性结构的真实三维关系。而且二维平片的影像骨结构重叠的部分较多, 影像的显示部位角度也不能观察其全貌[16]。由于周围骨质的重叠影像, 颞下颌关节疾病的诊断一直是口腔颌面外科医师困扰的问题。目前, 新兴的CBCT能从三维方向和多个层面观察髁状突和关节窝的空间位置关系, 避免了二维图像上其他结构与关节骨结构影像的重叠[17]。而且CBCT是为口腔颌面外科设计的专用CT, 操作简便, 检查费用较低, 为颞下颌关节疾病的临床诊治和颞下颌关节骨性结构的相关研究提供了一种可靠便捷的方法。

5 CBCT在阻塞性睡眠呼吸暂停低通气综合征中的应用

千伏级锥形束CT 篇3

1 锥形束CT体绘制

1.1 锥形束CT

提高X射线利用率和缩短成像时间一直是CT技术的一个重要发展方向，目前，大锥角的锥束CT成像技术取代笔形束和扇形束方式，达到了实用化和商业化的要求。通过大锥角放射源和大平板检测器，设备旋转一周完成选定解剖范围内整体扫描，人体组织受X光线照射剂量只有传统笔形束的六十分之一或相同量级，同时大大降低设备的运行成本。

1.2 图像配准

医学图像配准的主要目的是解决图像内容的对齐问题，使两幅图像上的对应点达到空间位置和解剖结构上的完全一致，从而为下一步的图像融合与图像分析奠定基础。按照空间变换性质分类，根据变形的程度可分为刚性配准和弹性配准。在医学配准中一般采取物理降低变形程度，实施刚性配准的方式。基于最大互信息值的配准算法根据待配准两幅图像的体素值，计算两幅图像相互包含信息的多少，即互信息值，并以此作为相似性测度，当两幅图像完全配准时互信息值达到最大。该算法是图像配准领域重要性相对突出的实现策略，相比基于特征的配准方法而言，人工干预少、实用性强、应用范围广。

1.3 Katsevich反投影重建

2003年，滤波反投影结构的Katsevich锥束重建理论提出，具有里程碑般意义。该精确重建算法具有移不变投影结构，即使在较大投影锥角下仍能重建出高质量的CT图像。

在应用到不同扫描几何时，根据不同的扫描目标其运动轨迹可以有所不同。其中圆弧轨迹锥束扫描几何关系如图1所示，系统的旋转中心在笛卡尔坐标系统的原点O，射源点在xy平面内绕z轴以D为半径旋转.由旋转角度可得积分方程：

1.4 体绘制

直接体绘制(DirectvolumeRendering)技术是三维标量数据场可视化的一个重要方法，它直接计算数据场中所有体素对最终成像结果的贡献，反映三维数据场的内部特征信息，这与传统的面绘制(surface Rendering)技术相对应。

根据体绘制方法的不同，实现的具体步骤也不尽相同，但大都需要经过以下几个主要过程的处理:数据模型的三维表示，对体数据进行三线性插值并赋予光学属性(如颜色和透明度)，进行光照和明暗计算，颜色合成获得最终绘制图像.体数据的最简单表达形式由三维坐标和数据值共同构成:(x,y,z,w)，其中(x,y,z)表示三维空间中的位置坐标，w代表此位置处的实际数据值，该四元组称为一个体素，若干个体素共同组成体数据。w可以为矢量或标量值，对于流体数据，一般为矢量。而对于医学数据如在CT或磁共振成像(MRI)等之中，w通常为标量值，代表不同组织成像时所表现的相应灰度值。

2 GPU异构计算

2.1 GPU计算软件环境

医疗行业实用型成像设备一般基于高性能CPU进行计算，自GPU概念1999年出现以来，十年间超越摩尔定律的飞速发展并没有延展普及到医学图像领域。例如在浮点运算性能上，现阶段高端CPU产品Intel的Core i7-965可以达到69.23 GFLOPS(每秒浮点运算次数)而GPU产品AMD Radeon HD 6990达到了4.98 TFLOPS。GPU并行计算的性能也同样因为架构设计的先天优势超出CPU两个数量级以上。以往为了使用GPU进行通用计算，必须使用OpenGL之类图形API与GPU沟通，开发方式太过复杂，资源利用率不高。为了充分利用各种异构设备进行通用计算。由Khronos组织制订推出了OpenCL(Open Computing Language，开放计算语言)标准。OpenCL是一个为异构平台编写程序的框架，此异构平台可由CPU,GPU或其他类型的处理器组成，每个处理单元平等对待，并根据任务负荷或开发者指定分配处理资源。OpenCL由一门用于编写kernels(在OpenCL设备上运行的函数)的语言(基于C99)和一组用于定义并控制平台的API组成。OpenCL提供了基于任务分区和数据分区的并行计算机制，最新版本为OpenCL 1.2。

2.2 GPU硬件发展

现阶段，AMD公司的“南方群岛”架构GPU产品代表了GPU硬件的最先进技术。根据其官方技术说明文档，其高端产品Tahiti Radeon HD 7900核心共有32个计算单元。，这是构建整个GPU的基础模块，一定程度上类似传统GPU的流处理器阵列(SM)。

每个计算单元内部有四组、64个流处理器核心，组成四个矢量单元(Vector Unit)，各自搭配64KB矢量寄存器。

计算单元内的其它模块还有：分布式可编程调度器、分支和消息单元、标量单元(协处理器)、4KB标量寄存器、64KB本地数据共享、四个纹理过滤单元(总共128个)、十六个纹理拾取载入与存储单元、16KB一级缓存(可读写)。

计算单元是基于新指令集的架构，抛弃了以往的VLIW(甚长指令字)，而且每个计算单元都能同时从多个内核那里执行指令，单位周期单位面积的指令数也有所增加。总之，这种架构相比以往利用率和吞吐量更高，多线程多任务并行执行的能力也大大增强。

矢量单元设计上，GCN架构代表着从VLIW4 SIMD向Quad SIMD的进化，前者采用一个VLIW指令和四个ALU操作的方式，更适合图形而在通用计算上缺乏弹性，后者则是四个SIMD单元加一个ALU操作，大大增强了计算能力。VLIW4 SIMD架构还有很多缺点，比如需要通过编译器管理寄存器端口的冲突，需要特定、复杂的编译器调度，汇编创建、分析、调试较为困难，需要仔细优化才能达到峰值性能。事实上，这种架构从理论上看非常完美，但因为实际应用的问题，很难能够真正发挥所有潜力。Quad SIMD架构则就这些问题做了针对性的解决，比如不再有寄存器端口冲突，编译器调度和优化实现了标准化，汇编创建、分析、调试大大简化，工具链开发与支持更简单，性能方面也更稳定、更好预测。

因为重点转向计算，GCN架构的缓存体系也经过了完全重新设计，规模相当庞大而复杂。简单来说，每四个计算单元共享16KB指令缓存和32KB标量数据缓存，并与二级缓存相连;每个计算单元都有自己的寄存器和本地数据共享，搭配16KB可读写一级缓存，每时钟周期带宽为64字节;二级缓存总容量768KB，可读写，对应每个显存控制器分成六组，每组容量128KB，每时钟周期带宽也是64字节;全局数据共享则用于不同计算单元之间的同步辅助。

3 总结

医学断层扫描成像使用使用锥形束成像技术，通过配准、重建和体绘制，可以实现互动式三维解剖影像实时呈现。利用GPU异构计算技术取代传统计算具有可行性和巨大的性能优势。

参考文献

[1]Katsevich A.A general scheme for constructing inversion algorithms for cone beam CT[J].Int J Math Math Sci,2003(21).

[2]王瑜,欧宗瑛,王峰.基于Radon逆变换分解的超短扫描锥束重建[J].光电子.激光,2007,18(5).