【作 者】王運來，廖雄飛，葛瑞剛

解放軍總醫(yī)院放療科，北京，100853

影像引導是放射治療的新技術，目前主要用醫(yī)用電子直線加速器機載的kV級錐形束CT獲取患者治療部位的影像，然后與治療計劃設計時采用的CT圖像進行配準，得到患者的擺位誤差并進行相應修正[1-2]。kV級錐形束CT成像過程中必然增加患者的輻射劑量，同時，X線機頭輻射輸出量的大小和穩(wěn)定性對影像質量影響很大。在保證影像質量的前提下，盡量減少患者的照射劑量，需要掌握X線機頭輻射輸出量的特性[3-5]。本研究采用Unidos劑量儀和0.6cc電離室在空氣中對Synergy醫(yī)用電子直線加速器機載kV級錐形束CT系統(tǒng)的輻射劑量隨管電壓、管電流和曝光時間的變化、輻射劑量輸出穩(wěn)定性及其隨機架角度的變化進行測量分析；在RW3固體水中測量了百分深度劑量；并對影響劑量的因素進行討論。

1 材料與方法

1.1 錐形束CT

本研究采用醫(yī)科達公司的XVI錐形束CT，它由X線高壓發(fā)生器(Comet DX-9 X)、非晶硅探測器面板(Perkin Elmer Optoelectronics)和基于FDK重建算法的數(shù)據(jù)采集和分析軟件組成。高壓發(fā)生器采用風冷式散熱、脈沖式輸出，常用的高壓主要有80、100、120和140 kV，采用相同的過濾。準直器包括大中小3類多種規(guī)格，可以根據(jù)解剖部位進行小視野、中視野和大視野成像。非晶硅探測器面板相對于射線源的位置在成像時根據(jù)選取準直器的大小作相應調整。成像預置參數(shù)主要包括高壓、管電流、每楨圖像的獲取時間、準直器型號和機架旋轉角度等，重建參數(shù)主要包括重建算法和像素矩陣大小。成像功能有拍片(PlanarView)、透視(MotionView)和錐形束CT(VolumeView) 3種模式。

1.2 空氣比釋動能

X線診斷設備的輸出劑量常用空氣比釋動能表示，可以直接測量。將0.6cc電離室在碳纖維治療床面上用膠帶固定，為了避免床面散射線的影響，電離室伸出床面。調整治療床的位置使電離室靈敏體積的中心位于加速器等中心。Unidos劑量儀作為靜電計，測量前預熱半小時，輸入治療室溫度和氣壓。劑量儀經國家計量院校準。改變管電壓、管電流、曝光時間，測量計數(shù)。分析比釋動能隨管電壓、管電流、曝光時間和圖像楨數(shù)的變化。為了提高信噪比，減少測量誤差，本研究的測量條件選取最大曝光條件。

輸出劑量的穩(wěn)定性對影像質量影響很大，拍片模式下選取管電壓100kV、管電流為160mA 、單幀圖像曝光時間為40ms，重復測量20次，分析其平均值和標準偏差。輸出劑量隨加速器機架角的變化采用相同的曝光條件，加速器機架角在0°到360°范圍內每隔30°測量，每個角度重復測量3次，取平均值。

1.3 百分深度劑量

百分深度劑量主要用于計算患者體內的吸收劑量。百分深度劑量用0.6cc電離室和Unidos劑量儀在RW3固體水中測量。固定源皮距SSD=100cm，改變固體水的厚度，測量計數(shù)。百分深度劑量用體模表面的劑量值歸一。

2 結果

2.1 空氣比釋動能

單幀圖像的曝光時間固定為40 ms，對不同的管電壓和管電流，拍片模式下空氣比釋動能隨管電壓的變化如圖1所示。結果顯示，輸出劑量隨管電壓非線性變化，可用二次多項式函數(shù)擬合。管電流為160 mA時，擬合方程為Kair=-0.605-0.0011●

kV+0.000304●kV2。

圖1 空氣比釋動能隨管電壓的變化Fig.1 The variations of air kerma with the tube voltage

固定管電壓，空氣比釋動能和管電流、曝光時間的關系見圖2、圖3。由圖2和圖3可以看出，輸出劑量隨管電流和曝光時間線性變化。

管電壓為140 kV和 曝光時間為40 ms時，空氣比釋動能隨管電流變化的擬合結果為Kair= - 0.033+0.0328●mA，線性相關系數(shù)R=0.999。

管電壓為120 kV 和管電流為80 mA時，空氣比釋動能隨曝光時間變化的擬合結果為，Kair=-0.069+0.0477●ms，線性相關系數(shù)R=0.999。

圖2 空氣比釋動能和管電流的關系Fig.2 The relation between air kerma and tube current

圖3 空氣比釋動能和曝光時間的關系Fig.3 The relation between air kerma and exposure time

透視模式管電壓常用80 kV和100 kV，管電流250mA曝光時間40 ms條件下空氣比釋動能和圖像楨數(shù)的關系見圖4。管電壓為100 kV，管電流為250 mA，單幀圖像曝光時間為40 ms，空氣比釋動能隨圖像楨數(shù)變化的擬合結果，Kair=-0.0349+0.0476●frame，線性相關系數(shù)R=0.998。

2.2 輸出劑量的穩(wěn)定性

圖4 空氣比釋動能和圖像楨數(shù)的關系Fig.4 The variations of air kerma with frames

輸出劑量穩(wěn)定性的測量分為連續(xù)重復測量和分次重復測量進行。連續(xù)重復測量時，由于采用的管電流和曝光時間比較高，X線機的熱容量很快上升，靶溫度升高，射線輸出量隨之增加。當熱容量達到90%時，停機冷卻至9%繼續(xù)測量。分次測量時，每次控制測量間隔，使熱容量保持在9%到20%之間，X線輸出量有波動，但數(shù)值變化較小，見圖5。結果顯示空氣比釋動能的相對偏差小于1%

圖5 空氣比釋動能的穩(wěn)定性Fig.5 The stability of radiation output

管電流為250 mA、曝光時間為40 ms時，空氣比釋動能隨機架角度的變化見圖6。結果表明，輸出劑量隨機架角度稍有變化，變化幅度小于1%，變化幅度和機架角度以及射線質沒有關聯(lián)。

圖6 空氣比釋動能隨機架角度的變化Fig.6 The variations of air kerma with gantry angle

2.3 百分深度劑量

源皮距SSD=100 cm時，采用S20準直器，RW3固體水中測量的百分深度劑量由圖7給出。所有能量的X線，最大劑量點位于體模表面；能量越高，百分深度劑量越大。

3 討論

圖7 體模中的百分深度劑量Fig.7 The percentage depth dose in solid water phantom

錐形束CT采用的X線能量較低，空氣中散射產生的次級電子能量低，射程短，軔致輻射份額很小，吸收劑量數(shù)值上近似等于空氣比釋動能，X線輸出劑量常用空氣比釋動能來表示，用電離室在空氣中直接測量?？諝獗柔寗幽芎蜕渚€質、準直器、管電壓、管電流以及曝光時間有關。XVI采用脈沖式設計，透視模式下曝光時間等于圖像楨數(shù)與單楨圖像曝光時間的乘積。本文的測量結果顯示，XVI系統(tǒng)X線輸出劑量穩(wěn)定，模體中的百分深度劑量符合kV X線的劑量學特性，管電壓越高百分深度劑量越大。

錐形束CT是一種新型的成像設備，X線發(fā)生器和探測器既不同于常規(guī)診斷的X線機，也不同于常用的CT設備。功能上既能進行平面拍片和透視成像，也能進行CT掃描。獨特的功能和設計，使其X線劑量輸出別具特色。了解和掌握設備的劑量輸出性能有利于發(fā)揮設備的功能。

輻射危害的定量評估是放射醫(yī)學、輻射劑量學和輻射防護面臨的重大課題。放射治療中對患者的防護是值得關注的問題。X線輸出劑量對影像質量影響很大，根據(jù)具體的臨床需求，在保證影像質量的同時，最大限度地減小患者接受的劑量。錐形束CT的使用次數(shù)多，成像參數(shù)和輻射劑量的動態(tài)變化范圍大，使用過程中應定期對X線輸出劑量、射線質、射線束照射野的均勻性和穩(wěn)定性進行檢測，測量結果歸檔記錄，是質量保證與控制的重要內容。

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