Alacsony dózisú CT protokollok a sürgősségi betegellátásban
Közösségek - Dózis | 2019. június 10. 21:12 | Utolsó módosítás dátuma - 2021. március 19. 09:03 | Forrás: Alacsony dózisú CT protokollok a sürgősségi betegellátásban. - szakdolgozat, Farkas Gréta
Szakdolgozat
szerző: Farkas Gréta
DEBRECENI EGYETEM
ÁLTALÁNOS ORVOSTUDOMÁNYI KAR
Orvosi Képalkotó Intézet – Radiológia Nem Önálló Tanszék
orvosi laboratóriumi és képalkotó diagnosztikai analitikus alapképzési szak
képalkotó diagnosztikai analitika specializáció
IV. évfolyam
Tartalomjegyzék
3.2.2. Dóziscsökkentő lehetőségek
3.3. Sürgősségi CT vizsgálatok
1. Rövidítések jegyzéke
% százalék
3D 3 dimenzió
ADMIRE Advanced Modeled Iterative Reconstruction
AEC Automatic Exposure Control
ALARA As Low As Reasonably Achievable
BMI Body Mass Index
CBF Cerebral Blood Flow
CBV Cerebral Blood Volume
CE-SDCT Contrast-Enhanced Standard-Dose CT
cm centiméter
cm2 négyzetcentiméter
CNR Contrast-to-Noise Ratio
CT Computer Tomográfia
CTDIvol Volumetric Computed Tomography Dose Index
CTPA CT Pulmonális Angiográfia
DECT Dual Energy CT
DLP Dose Lenght Product
DSCT Dual Source CT
DS-DECT Dual Source-Dual Energy CT
EKG Elektrokardiogram
FBP Filtered Back Projection
FOV Fiel of View
HU Hounsfield Unit
INTERACT Intensive Blood Pressure Reduction in Acute Cerebral Hemorrhage Trial
keV kiloelektron volt
kV kilovolt
kVp kilovolt peak
mA milliamper
mAs milliamper szekundum
MDCT Multi Detector CT
mg milligramm
mg/ml milligramm/milliliter
mGy milligray
mGy*cm milligray*centiméter
MIP Maximum Intensity Projection
ml milliliter
ml/s milliliter/szekundum
ml/ttkg milliliter/testtömeg-kilogramm
mm milliméter
mm2 négyzetmilliméter
MPR Multiplanar Rekonstrukció
MR Mágneses Rezonancia
ms milliszekundum
mSv millisievert
mSv/mGy*cm millisievert/milligray*centiméter
NCRP National Council on Radiation Protection and Measurements
NE-LDCT Non-Enhanced Low-Dose CT
NE-SDCT Non-Enhanced Standard-Dose CT
NIHSS National Institutes of Health Stroke Scale
PACS Picture Archiving and Communication System
ROI Region of Interest
s szekundum
SAFIRE Sinogram Affirmed Iterative Reconstruction
SD standard deviáció
SNR Signal-to-Noise Ratio
SSDE Size Specific Dose Estimates
Sv sievert
TIA Transiens Ischaemiás Attack
TTP Time to Peak
VR Volume Rendering
2. Bevezetés
2.1. A téma fontossága
Napjainkban a CT-vel végzett vizsgálatok száma évről évre növekszik, mely a rohamosan fejlődő informatikai rendszereknek és a vizsgálat következtében szerzett, sokszor páratlanul hasznos információnak tudható be. Továbbá Magyarországon ma már legalább 100 CT készülék áll rendelkezésünkre, amely rendkívül fontos a sürgősségi képalkotás miatt [1]. A mihamarabbi ellátást igénylő, traumás, illetve politraumatizált betegeket, amennyiben arra alkalmasak, gyakran vetik alá CT vizsgálatoknak. [2] A vizsgálat gyorsasága miatt és a sérülésről szerzett nagy mennyiségű információ révén elengedhetetlen része a diagnosztikus munkának. Nagyon fontos kiemelni azonban, hogy a CT vizsgálat komoly sugárterheléssel jár. Az effektív dózis azt határozza meg, hogy a vizsgálat során a különböző fajtájú ionizáló sugárzások milyen biológiai hatással vannak a páciensre, valamint figyelembe veszi az egyes testrészek, testszövetek biológiai érzékenységét. Mértékegysége a Sv. Példának okáért egy mellkasi vizsgálat során egy átlagos testi paraméterekkel rendelkező felnőtt beteg 8,2 mSv, hasi vizsgálatnál 15 mSv, míg egy koponya vizsgálat során átlagosan 2,1 mSv effektív dózist kap. [3]
2.2. Célkitűzés
Diplomamunkámban irodalmi áttekintést végzek a sürgősségi betegellátásban alkalmazott CT vizsgálatokról az elmúlt évek szakirodalmi cikkeinek tanulmányozásának segítségével. Szakdolgozatom célja ismertetni a különböző tanulmányok során használt vizsgálati paramétereket, kifejteni, hogy milyen lehetőségek vannak a dóziscsökkentésre, majd ennek az áttekintésnek a birtokában készíteni a gyakorlatban is megfelelően alkalmazható sürgősségi CT protokollokat.
3. Szakirodalmi áttekintés
3.1. Computer Tomográfia
A CT képalkotás módja ötvözi a röntgentechnika és a számítástechnika tulajdonságait, mely lényeges fejlődésnek számított. Ez volt az első olyan vizsgálómódszer, amelynek segítségével a test mélyebb struktúráit szeletenként le tudták képezni. Kifejlesztéséért Godfrey N. Hounsfield és Allan M. Cormack 1979-ben orvosi Nobel-díjat kaptak. A CT kép előállítása során keskeny sugárnyalábok segítségével rétegfelvételek készülnek a vizsgálandó régióról, mely a korszerű, sokszeletes (64, 128, 256) készülékekkel 1-2 perc alatt is végrehajtható. A mai gépek arra is alkalmasak, hogy 3D rekonstrukciókat hozzanak létre, melyek rendkívüli fontosságúak például a traumás sérülteknél, a csonttörés megítélésének segítése miatt, valamint segítségükkel más invazív vizsgálatok is elkerülhetőek, mint például a colonoscopia. [4,5]
A CT kép mintegy 4000 árnyalatot képes megjeleníteni. A sugárgyengítés mértékét a Hounsfield-skálán Hounsfield egységekben fejezzük ki. Ezen a skálán az egyik végpont a levegő denzitásértéke, ami -1000 HU, a legnagyobb mérhető denzitás +3000 HU, ami a teljes sugárelnyelést jeleneti, ilyen a csont és a kontrasztanyag, a víz denzitásértéke pedig 0 HU. Ezeket az értékeket az ablakolás nevű technikával tudjuk a szemünk számára is láthatóvá tenni. Az ablakszélesség, illetve ablakközép határozza meg, hogy a szürkeségi skálán mely árnyalatokat fogjuk látni. [6]
Számos előnye – úgy, mint a térbeli felbontás, rövid vizsgálati idő, ablakolási technika, nagy diagnosztikai pontosság – mellett viszont nem szabad megfeledkeznünk a sugárterhelésről. A CT vizsgálatok teszik ki a mesterséges, diagnosztikai célú sugárexpozícióknak több, mint a felét, ami számottevő arány. [7] Ennek az adatnak a jövőre kivetítve olyan következménye is lehet, hogy az egyénben nagyobb valószínűséggel alakul ki valamilyen rákos elváltozás. [8] Ugyanakkor ennek a jelentős kockázattal járó technikának fontos szerepe van az egészségügyben, a sürgősségi betegellátásban pedig egyre növekvő hasznú és kiemelkedő jelentőségű vizsgálómódszer. [9]
3.2. CT dózis
3.2.1. Dózisfogalmak
A CT készülék annak ellenére, hogy ionizáló sugárzást használ a képalkotás során, mégis a rutin ellátás része, és a módszert széles körben tekintik az orvostudomány egyik legfontosabb fejlődésének. A készülék által leadott sugárzás nagyságát úgy lehet szemléltetni, hogy egy mellkas CT vizsgálat során a páciens több mint százszor annyi dózist kaphat, mint egy hagyományos, kétirányú röntgenfelvétel során. Számos munkakörben megköveteli a munkáltató az érvényes mellkasszűrést, aminek évenként ismételve elenyésző sugárterhelése van. Ezzel szemben, egy tüdődaganatot túlélt páciens évenkénti onkológiai követése CT-vel már számottevően nagyobb sugárterhelést jelent, mindehhez pedig még hozzáadódik a természetes sugárforrások expozíciója a vízből, élelmiszerekből és az atmoszférából. A növekvő betegszám és az egyre gyakoribb vizsgálatonkénti expozíció kimutathatóan rákos megbetegedést eredményezhet, amely közvetlenül a CT általi sugárterhelésből származik. [10] Fontos ismernünk, hogy az orvosi képalkotás mennyi sugárzással jár, mert emiatt tudunk majd egyensúlyra törekedni a sugárzás okozta káros hatások és a képalkotás adta előnyök között. Ez különösen fontos, mivel a CT-t gyakran alkalmazzák egészséges egyének körében is, ahol így a karcinogenezis valószínűsége meghaladhatja a diagnosztikai eredmény fontosságát. [10,11,12]
Nem praktikus a vizsgált páciensek által elnyelt sugárdózis közvetlen mérése, még akkor sem, ha a gép által emittált sugárzás pontosan ismert. Ehelyett, a sugárterhelés számszerűsíthető különböző módszerek alkalmazásával. Az effektív dózis a sugárvédelem alapvető dózisfogalma, ez kiválóan számszerűsíti az egyes CT vizsgálatokhoz kapcsolódó sugárterhelést, valamint egyike a leggyakrabban használt és jelentett mértékeknek. Ez az érték számba veszi az adott testrészek, szövetek sugárzásra adott válaszait, mértékegysége a mSv. Az effektív dózis kapcsolatban áll a DLP-vel (Dose Lenght Product), amely megközelíti a páciens által elnyelt összes sugárzás mennyiségét egy adott scan alatt, mértékegysége pedig a mGy*cm. A teljes test effektív dózis-t a DLP-ből származtatjuk egy dóziskonverziós faktorral (f) felszorozva, ennek mértékegysége mSv/mGy*cm. A képlet pedig a következő:
Effektív dózis (mSv) = DLP (mGy*cm) x f (mSv/mGy*cm) [12]
A CTDIvol (Computed Tomography Dose Index) dózisfogalom megmutatja a leadott sugárzás értékét egy darab axiális CT scanből, mértékegysége a mGy. Annak érdekében, hogy jobban tudjuk reprezentálni egy adott CT protokoll által közölt teljes energiát, a CTDI értéket meg tudjuk szorozni a scan hosszával, és így megkapjuk a már fent említett DLP-t. [10,11,12]
3.2.2. Dóziscsökkentő lehetőségek
A Kenézy Gyula Kórházban 2015 márciusától kezdve, Magyarországon elsőként a CT vizsgálatok dózisainak monitorozása folyamatos. A vizsgálati leletek azóta mindig ki van egészítve a következő mondattal: „A páciens a vizsgált régióra vonatkozóan …. mSv effektív dózist kapott.” 2018-tól a 2013/59/EURATOM direktíva alapján dokumentálni és elérhetővé kell tenni a páciens számára minden ionizáló sugárzással járó egészségügyi beavatkozásból adódó dózisinformációt. [13]
Az orvostudományban a sugárvédelem vezérelvei a következők:
Indoklás: A vizsgálatnak orvos által indokoltnak kell lennie.
Optimalizálás: A vizsgálatot olyan dózisokkal kell elvégezni, amelyek kicsik annyira, hogy velük még jó képminőséget érjünk el (ALARA dózisok), és a diagnosztikai feladattal összhangban vannak. [14]
Kulcsfontosságú, hogy az ALARA-elv szerint kell elvégezni a vizsgálatokat. Ez egy mozaikszó: As Low As Reasonably Achievable, mely azt jelenti, hogy csak akkora sugárdózist alkalmazunk a képalkotás során, amely még nélkülözhetetlen a jó képminőséghez és a pontos diagnózis felállításához, és nem többet, nem kevesebbet, mert a minőség kárára sem mehet a dóziscsökkentés. [15]
Hangsúlyozandó a manapság már minden típusú CT készüléken elérhető AEC (Automatic Exposure Control) mód használata, mely gyártónként különböző néven ismeretes (Siemens: CARE Dose, GE: AutomA). Az AEC feladata, hogy topogramok segítségével, mely lehet antero-posterior és lateralis irányú, meghatározza a páciens attenuációs profilját. A csőáram (mA) és a csőfeszültség (kV) így a páciens testének megfelelően lesz beállítva, ami különböző értékekkel történő vizsgálatot jelent gyerekek, normál alkatúak vagy nagyobb testtömegű emberek esetében. Így alacsony sugárdózis mellett megfelelő képminőség érhető el. [16]
A kV csökkentésével csak speciális esetekben érhetünk el jobb kontrasztfelbontást, ilyenek a CT angiográfiás vizsgálatok. Általánosan nagyrendszámú anyagokat alkalmazunk kontrasztanyagként, mert a nagyrendszámú atomokban nagyobb a fotoelektromos abszorpció valószínűsége és kisebb lesz a szóródás aránya, ezáltal nagy kontrasztot okoznak. CT vizsgálatok során a jódtartalmú kontrasztanyagok (magas rendszám, sűrűség) alkalmazásával igen magas kontrasztot kapunk a lágyrészekhez képest. A nagy rendszám jelentősége abban áll, hogy a K-héj abszorpció energiája kedvező helyen található. Ez az energiaérték jód esetén 33 keV. Maximális kontrasztot akkor kapunk, ha a röntgenfoton energiája a kontrasztanyag K-héj energiájánál kicsivel nagyobb. A gyakorlatban maximális kontrasztot úgy érhetünk el, ha a spektrum nagyobb része a K-héj energia fölé esik. Jód esetén ez általában 80 kVp-t jelent. Amikor a CT készülék konzolján a csúcsfeszültséget 120 kVp-ról 80 kVp-ra csökkentjük, akkor a csövet ténylegesen elhagyó fotonok átlagos energiája esik, közelebb kerülve a kedvező 33 keV-os határértékhez. Ez azt jelenti, hogy a 80 kV-os csúcsfeszültség használata jelentősen magasabb jelet eredményez a jódos kontrasztanyagot tartalmazó erekből, mintha a CT képalkotás 120 vagy 140 kVp-on történt volna [17]
Fontos szempontok továbbá a megfelelő klinikai indikációjú kérés (pl.: nem mindegy, hogy az orvos pulmonális embóliára vagy pneumoniára kérdez rá, mert eltérő CT protokollok vannak a kétfajta kérésre), a vizsgálat során a megfelelő protokoll alkalmazása (pl.: pulmonális embóliánál nem csináljuk meg a teljes rutin mellkas protokollt), onkológiai követett páciensek esetén az artériás fázis elhagyása bizonyos esetekben (ha a tumor nem hypervasularizált), szeletvastagság növelése. [18]
DSCT (Dual So