MASARYKOVA UNIVERZITA V BRNĚ

Transkript

1 MASARYKOVA UNIVERZITA V BRNĚ Lékařská fakulta Studijní obor: radiologický asistent Techniky odstraňování artefaktů z plánovacích CT pro radioterapii se zaměřením na artefakty způsobené kovem a Metal Deletion Technique Bakalářská práce Vojtěch Sychra Vedoucí práce: Ing. Tomáš Procházka Brno 2016

2 Prohlašuji, že jsem bakalářskou práci vypracoval samostatně s využitím uvedených zdrojů a literatury. Datum: 1

3 Seznam zkratek MDT Metal Deletion Technique CT výpočetní tomografie LI lineární interpolace FBP filtrovaná zpětná projekce RSNA Radiological Society of North America HU Hounsfieldova jednotka MARIS - Metal Implant Reduction in Image Space DICOM Digital Imaging and Communications in Medicine PACS Picture Archiving and Communication System 3D-CRT Trojrozměrná konformní radioterapie MU monitorovací jednotka VMAT Volumetric Modulated Arc Therapy 2

4 Abstrakt Před terapeutickým ozařováním onkologických pacientů podstupují pacienti vyšetření výpočetní tomografií (CT). Stále se zvyšující nároky na kvalitu obrazu jsou důvody k vzniku nových a pokročilejších technik pro rekonstrukci obrazu. Kvalitní CT sken zvyšuje jistotu při určování cílového objemu pro ozařování a zvyšuje přesnost při výpočtu dávky. I přesto, že v dnešní době existují špičkové přístroje, není možné se vyhnout vzniku narušení neboli artefaktů v obraze. Cílem této bakalářské práce je kategorizace těchto artefaktů a uvedení několika možných technik k jejich odstraňování a porovnání těchto technik se zaměřením na artefakty způsobené kovem a Metal Deletion Technique (MDT). Klíčová slova Artefakty, výpočetní tomografie (CT), Metal Deletion Technique (MDT) Abstract Before therapeutic irradiation, patients undergoing computed tomography (CT). The higher requirements on imagine quality demands new and advanced techniques for creating images. Quality CT scan increases the certainty in determining target volume for irradiation and improves accuracy when calculating doses. Big issue of the CT scan is a problem of defects i.e. artifacts in the created image, even in case of high advanced machines. Aim of this bachelor thesis is to categorize the artifacts and present some of possible techniques used for artifacts reduction. Main focus was on comparison of the methods, especially in reduction of artifacts caused by metals, and also on Metal Deletion Technique (MDT). Key words Artifacts, computed tomography (CT), Metal Deletion Technique (MDT) 3

5 Na tomto místě bych rád poděkoval mému vedoucímu Ing. Tomáši Procházkovi za jeho ochotu, odborné vedení, cenné rady a nekončící trpělivost. Dále také děkuji své rodině a přátelům za jejich trpělivost a podporu. 4

6 Obsah Seznam zkratek... 2 Úvod Teoretická část Základní pojmy... 7 CT přístroj... 7 Rekonstrukce obrazu... 7 Lineární součinitel zeslabení... 8 CT číslo... 8 Monitorovací jednotka (MU) Základní typy artefaktů... 8 Šum... 8 Artefakty způsobené pohyby ve scéně... 9 Cone-beam artefakty... 9 Artefakty vlivem partial volume jevu... 9 Artefakty způsobené jevem utvrzování svazku a rozptylem záření Artefakty způsobené kovem Metody pro odstranění artefaktů způsobených kovem Lineární interpolace (Linear interpolation - LI) Metal deletion technique (MDT) Výsledky porovnání metod ze zasedání RSNA Praktická část Použité technické zařízení Provedení CT Tvorba ozařovacího plánu a ozařovaní lineárním urychlovačem Příklady klinického užití Závěr Seznam obrázků Seznam tabulek Literatura a zdroje

7 Úvod Radioterapie je léčebná metoda onkologických pacientů využívající záření, kde cílem tohoto ozařování je eliminace nádoru v těle pacienta. Pro zevní radioterapii, kdy zdroj záření je mimo tělo pacienta, se užívá trojrozměrné konformní radioterapie (3D-CRT). Oproti konvenční radioterapii tato metoda umožňuje ozářit objem s přizpůsobením jeho nepravidelnému tvaru. Tím získáváme možnost ozářit cílový objem vyšší dávkou, kdy okolní zdravá tkáň je vystavena nízké dávce. Pro správné naplánování tohoto ozařování je nutné mít 3D obrazovou dokumentaci, kterou poskytuje CT. Plánovací CT je důležitým vyšetřením, které umožňuje lékařům správně lokalizovat cílový objem, který bude ozařován. Další potřebnou informací je i zakreslení okolních kritických struktur zdravých tkání citlivých na ionizační záření, u kterých je naopak žádoucí, aby absorbovaly co nejnižší dávku záření. Jsou tak získána důležitá data pro správný výpočet při vytváření ozařovacího plánu. Kvalita výsledné obrazové dokumentace z CT přístroje záleží na mnoha faktorech jako například spolupráce pacienta nebo kvalita CT přístroje, mnohdy se tedy nelze vyhnout vzniku artefaktů. V ideální situaci, kdy je vysoká radiační dávka a tedy vysoký počet fotonů, monochromatické záření, nekonečné rozlišení, perfektní detektory, není pohybu pacienta a rozptyl záření, by snímky pořízené výpočetní tomografií byly přesnou prezentací reality [1]. 1 Při reálném skenování CT přístroji však tyto podmínky nejsou splnitelné a dochází tak ke vzniku artefaktů. Artefakty mohou zhoršit čitelnost CT obrazu a může tedy dojít např. ke špatné lokalizaci cílového objemu nebo určení špatné hodnoty CT čísla a tím k chybnému výpočtu dávky. V dnešní době je častou komplikací přítomnost kovu v těle, např. zubní náhrady či kloubní protézy. Tyto kovové části při snímání CT přístroji zapříčiňují vznik artefaktů v získaném obraze. Tato práce se věnuje možnostem odstranění těchto artefaktů se zaměřením na metodu Metal Deletion Technique (MDT). Autorem metody je Franz Edward Boas, který ji v roce 2011 nechal patentovat. 1 In an idealized situation, with high radiation dose and thus high photon counts, monochromatic X-rays, infinite detector resolution, perfect detectors, no motion, and no scatter, computed tomography (CT) images would be a perfect reflection of reality. 6

8 1. Teoretická část 1.1 Základní pojmy CT přístroj Jedná se o přístroj, který umožňuje vytvoření 3D obrazu pacienta. Pacient je uložen na vyšetřovací stůl a vsunut do gantry přístroje. Kolem pacienta rotuje rentgenka a mozaika detektorů, které snímají dopadající záření. Je zaznamenávána intenzita vyzářeného záření a intenzita dopadajícího o nižší intenzitě. Tato data jsou následně v počítači zpracována a pomocí rekonstrukčních algoritmů je vytvořen 3D obraz. Dnes nejpoužívanější CT přístroje jsou přístroje tzv. 3. generace slip-ring, kdy rentgenka vydává vějířovitý svazek záření a detektory jsou zkolimovány do ohniska rentgenky, přičemž rotují kolem pacienta. Napětí je k rentgence přiváděno přes třecí kartáče a data jsou přenášena pomocí optické vazby v digitální formě, rotace tedy není omezena kabely. Samozřejmostí je i možnost helikální akvizice dat, což přináší mnoho výhod, jako je zkrácení doby pro akvizici dat nebo následně možnost získání obrazu v libovolném řezu [4]. Rekonstrukce obrazu Filtrovaná zpětná projekce (Filtered back projection, FBP) je jednou z nejvíce užívaných rekonstrukčních technik. Tato metoda vychází z dnes již nepoužívané metody prosté zpětné projekce. Všechny informace jednotlivých projekcí jsou promítnuty zpět do obrazové matice v počítači a tím vznikne obraz, který je ale narušen hvězdicovým artefaktem, ten je nutné vyfiltrovat. Tento artefakt je možné minimalizovat vyšším počtem projekcí, nelze ho však takto zcela odstranit, proto je nutná filtrace, kterou řeší filtrovaná zpětná projekce. Vyfiltrování tohoto artefaktu je možné za pomoci vhodného digitálního filtru, ale jelikož tato filtrace je po samotném zpětném promítání značně složitá, je užita ještě před samotnou zpětnou projekcí. Tyto filtry jsou označovány jako ramp-filtry. Tyto filtry zvyšují kontrast obrazu, ale zvyšují také přítomnost šumu, proto se užívá ještě dalších filtrů k potlačení šumu. Existuje mnoho modifikací ramp-filtrů, nejznámějším je Ramp-Lak filtr [4]. Obrázek 1 - Schematicky znázorněná metoda filtrované zpětné projekce [8] 7

9 Lineární součinitel zeslabení V CT obrazu je zobrazovaným parametrem lineární součinitel zeslabení, který určuje pokles proudu částic, tedy útlum záření v materiálu. Hodnota je závislá na energii rentgenového záření, atomovém čísle a hustotě materiálu, kterým záření prochází. Jednotkou lineárního součinitele zeslabení je [µ]=m -1 [4]. CT číslo Lineární součinitel zeslabení je energeticky závislý, proto byla k reprezentaci obrazu vytvořena stupnice Hounsfieldových jednotek neboli CT čísel. Tato bezrozměrná jednotka vyjadřuje lineární součinitel zeslabení tkáně daného voxelu relativně k lineárnímu součiniteli zeslabení vody. CT číslo je tak stabilní nezávisle na použitém záření. Hounsfieldovy jednotky v praxi nabývají hodnot reprezentující vzduch až přibližně značící kompaktní kost, přičemž hodnota 0 je přiřazována vodě. Definujeme ji vztahem čí á ě Konstanta K neboli kontrastní faktor je u dnešních CT přístrojů rovna 1000 (přesnost měření 0,1%/CT číslo) [4]. Monitorovací jednotka (MU) Monitorovací jednotku definujeme jako určité množství záření, které projde hlavicí urychlovače. Jde o jednotku, kterou využívají lineární urychlovače k reprezentaci dávky. 1.2 Základní typy artefaktů Šum V praxi je kladen důraz na snižování aplikované dávky, čímž je snižována radiační zátěž pacienta, ale je tím také snižován počet fotonů podílejících se na vytváření obrazu a dochází ke vzniku šumu. Tento úbytek může vyústit v nedostatek detekovaných fotonů, přičemž k tomuto jevu může docházet ze dvou důvodů. Špatným zvolením expozičních parametrů nebo průchodem záření silnou vrstvou, kdy dochází k vysoké absorpci záření. Příklad snímku s výrazným šumem je uveden na obr. 1. S klesajícím počtem fotonů se zvyšuje šum, tedy čím vyšší útlum v tkáni, tím silnější šum. Cílem tedy je dosažení nejlepšího poměru signál-šum, tedy použít co nejnižší dávku absorbovanou pacientem při zachování kvality obrazu. Tento typ artefaktů může být odstraněn např. zkombinováním dat z více skenů a tím zvětšením množství dat, které je použito pro vytvoření finálního obrazu, nebo zvýšením proudu a tím zvýšením počtu fotonů podílejících se na vytváření obrazu [1]. S narůstajícím šumem se snižuje diagnostický přínos a sken se může stát pro lékaře nečitelným. Vysoce kontrastní objekty (např. kost) budou sice stále viditelné, ale okraje měkkých tkání budou zakryty a prakticky nerozpoznatelné. Existuje mnoho technik pro odstraňování šumu a v běžné praxi je tedy možné pořizovat kvalitní skeny. Je tedy možné správné určení diagnózy i bez nutnosti, aby pacient absorboval enormní dávky ionizačního záření. 8

10 Obrázek 2 - Šum v obraze způsobený špatně nastavenou hodnotou elektrického množství [9] Artefakty způsobené pohyby ve scéně Tyto artefakty, ať už způsobené vědomým pohybem pacienta nebo pohybem v důsledku dýchání či srdeční činnosti, způsobují rozmazání obrazu. Odstranění nebo lépe nevzniknutí pohybových artefaktů neovlivnitelných lidskou vůlí se dá dosáhnout rychlejší akvizicí dat. Také více řad detektorů instalovaných v gantry CT přístroje umožňuje získat data rychleji z větší šíře, tedy z většího objemu při jedné rotaci rentgenky, popřípadě se pro odstranění těchto artefaktů užívá speciálních rekonstrukčních technik. Je také možné, že tyto pohyby povedou k artefaktům, které nemusí být v obrazu přímo patrné, jelikož mohou pouze způsobit změnu hodnoty HU v určitém voxelu a tedy pro pozorovatele neidentifikovatelné [4]. Pro snížení vědomých pohybů pacienta pomůže vhodná příprava, edukace před samotným výkonem a celkový přístup k pacientovi nebo v krajních případech, zvláště u dětských pacientů, podání sedativ. Cone-beam artefakty Cone-beam artefakty jsou spojeny pouze s CT přístroji s více řadami detektorů, protože pouze v tomto případě může dojít k tomu, že objekty ve snímané scéně, které nejsou umístěny v rovině centrální řady detektorů, jsou detekovány i detektory v jiné než centrální řadě. Toto špatné registrování dat vede ke vzniku cone-beam artefaktu [4]. V dnešní době jsou CT přístroje s více řadami detektorů běžné a jejich přínos, tedy zkrácení času pro akvizici potřebných dat, je nezpochybnitelný. Artefakty vlivem partial volume jevu V případě, že jeden voxel snímané scény obsahuje pouze jednu tkáň, tedy je zde konstantní lineární součinitel zeslabení, je prezentace tohoto voxelu jasná. Pokud se však v tomto voxelu 9

11 nachází více tkání s různými součiniteli zeslabení, dojde ke zprůměrování těchto hodnot. Tato akce může vést ke vzniku artefaktu, tedy že voxel je prezentován jako místo s neodpovídajícím útlumem pro daný malý objem. Ztenčením tloušťky skenované vrstvy a tím snížením množství hodnot průměrovaných v jednom voxelu můžeme potlačit vznikání těchto artefaktů [4]. Artefakty způsobené jevem utvrzování svazku a rozptylem záření K jevu utvrzování svazku dochází, protože používané rentgenové záření je polychromatické, tedy je to svazek fotonů o různých energiích. Když svazek RTG záření prochází objektem, fotony s nízkou energií jsou v objemu absorbovány snáze než fotony s energií vyšší a tím dochází k posunutí těžiště spektra tohoto záření k vyšším energiím. Dochází k chybnému měření hodnot HU u některých struktur, tedy vzniku artefaktu. Takto vzniklé artefakty v obrazu lze pozorovat jako tmavé pruhy mezi dvěma místy s nejvyšším lineárním součinitelem zeslabení (např. kov). Tento problém je zvláště patrný u objektů s vysokým protonovým číslem, jako je např. kost nebo jod. Tato místa skenu, v porovnání s objekty s nízkým protonovým číslem, jako je například voda, dramaticky více utlumují fotony s nižší energií [1]. Jelikož používané záření není monochromatické, nelze zde použít prostý exponenciální vzorec pro útlum, ale je třeba vzít v úvahu i utvrzování svazku tohoto záření a případný rozptyl. Fotony s nižší energií se podílejí převážně na fotoefektu a tím na utvrzování svazku, naopak fotony s vyšší energií se při průchodu objemem podílejí více na rozptylu tohoto záření. Jak název napovídá, rozptyl vede ke změně směru fotonu, což vede k situaci, kdy foton dopadá na jiný detektor, a detekovaný impulz je falešnou informací, tedy vede k rekonstrukci špatného obrazu. Zejména pokud např. kovový implantát blokuje všechny emitované fotony, pak na detektory v zákrytu za tímto implantátem dopadají pouze případné fotony rozptýlené, které ale nenesou odpovídající informaci o struktuře tkáně v objemu. Další nežádoucí efekt rozptylu záření je zvyšující se radiační dávka absorbovaná pacientem. Skenování při vyšším napětí vede k emitaci fotonů o vysoké energii a objekty o vysokém protonovém čísle se tak stávají průsvitnější a nedochází k blokaci všech fotonů, ale dojde ke snížení kontrastu u měkkých tkání. Pro eliminaci rozptýlených fotonů se u většiny CT přístrojů používá kolimátorů umístěných před detekční jednotkou, které fotony vychýlené z jejich původního směru zachycují a výrazně tak snižují efekt artefaktů způsobených rozptylem. Zredukování artefaktů vzniklých jevem utvrzování svazku je mimořádně důležité při snímání scény, ve které se střídá tkáň tvrdá a měkká, např. u pacientů s kovovými implantáty v těle [4]. 10

12 Obrázek 3 - Ukázka artefaktu způsobeného jevem utvrzování svazku [10] Artefakty způsobené kovem Kovové materiály v těle, jako jsou implantáty, zubní výplně, kardiostimulátory či jiné kovové objekty, vedou ke vzniku artefaktů, které můžeme pozorovat jako jasné pruhy, které vychází z místa, kde se kov nachází. Jsou způsobeny mnoha mechanismy, a to především jevem utvrzování svazku a rozptylem záření, které jsou popsány výše. Absorpce fotonů kovovým objektem způsobuje absenci měřených hodnot a tím ztrátu dat z části pozorované scény. Pro nahrazení chybějících hodnot a tedy kompenzaci takto vzniklých artefaktů se používá více metod, které jsou rozepsány dále [4]. 1.3 Metody pro odstranění artefaktů způsobených kovem Metod pro rekonstruování obrazu je velké množství a jednou z nejpoužívanějších je metoda Filtrované zpětné projekce. Tato samotná metoda ovšem nedokáže odstranit důsledky přítomnosti kovu v těle. Používají se proto techniky, které umožňují lépe rekonstruovat obraz v místech, kde se za běžných okolností vyskytují velké nepřesnosti. Lineární interpolace (Linear interpolation - LI) Díky matematické interpolaci můžeme nalézt přibližné hodnoty v intervalu funkce i v případě, že známe jen hodnoty v jiných bodech této funkce. LI nám tyto body propojuje přímkou, která simuluje neznámé hodnoty v daném intervalu. Takto dopočítané hodnoty nám dávají možnost doplnění přibližných hodnot do obrazu, kde byly hodnoty neznámé. Zjednodušené znázornění užití lineární interpolace je na grafu (obr. 6). Obrázek 4 - Grafy hodnot znázorňující princip lineární interpolace 11

13 Nevýhody této metody jsou zřejmé z grafů a to, že chybějící data doplněná pomocí LI nemusí být shodná s realitou. V případě, že se v neznámé oblasti vyskytuje tkáň s výrazně odlišným lineárním součinitelem zeslabení, může to mít výrazný vliv na distribuci záření do daného objemu při samotném terapeutickém ozařování. Metal deletion technique (MDT) Artefakty vzniklé přítomností kovu v těle jsou způsobeny tím, že při použití FBP se předpokládá, že každé měření detektorem je stejně přesné. Ve skutečnosti rentgenové paprsky, které procházejí v blízkosti kovových objektů, jsou velice oslabeny a při detekci tak získáváme nepřesná data a dochází tak k vytvoření chyby v obraze. Při použití MDT dojde po snímání k odložení těchto nepřesných dat naměřených v částech, kde se kovový objekt nachází a používají se pouze data k rekonstrukci části snímku mimo kovový objekt. To znamená, že místo toho, abychom se snažili vidět měkké tkáně skrz kovové části, díváme se na ně kolem kovového objektu [1]. 2 Data z kovové části jsou nahrazena daty z prosté přední projekce, to znamená, že data z kovové části jsou zcela vymazána. Toto se provádí opakovaně, pro zlepšení kvality snímku. Obrázek 5 - Schematicky znázorněné snímání, při "vymazání" části snímku obsahující kov [11] 2 This means that, instead of trying to look through the metal to see soft tissue, we look around the metal. 12

14 Obrázek 6 - Schematicky znázorněný průběh rekonstrukce obrazu pomocí MDT [12] Princip této metody můžeme přesně nalézt v žádosti o patent, kterou 17. února 2011 podal Franz Edward Boas. Můžeme hovořit o průlomovém patentu, protože při porovnání této metody s jinými lze vidět jasný pokrok a výrazné zlepšení a tedy usnadnění práce se snímky s těmito druhy artefaktů. 3 Tato metoda také odstranila některé nedostatky jiných technik pro odstraňování artefaktů, jako je například nefunkčnost u některých typů implantátů či potřeba velkého dostatku času pro zpracování. Výhodou MDT je bezpochyby také to, že zpracovává soubory formátu DICOM (standard pro přenos obrazových dat v systému PACS používaného ve zdravotnictví) a nevyžaduje přístup k nezpracovaným datům [3]. Výsledky porovnání metod ze zasedání RSNA 29.dubna 2012 na zasedání Radiological Society of North America (RSNA) byla prezentována metoda MDT a její porovnání s jinými běžnými rekonstrukčními metodami (obr. 13). Prezentované výsledky byly následující: Z 90 skenů se v 86% (77 testů) kvalita obrazu zlepšila, ve srovnání s obrazem generovaným skenerem. Nejčastější příčinou zhoršení kvality obrazu byla ztráta rozlišení kolem implantátů měřících více než 5 cm v axiální rovině, jako jsou pedikulární šrouby. U 13 skenů (14%) MDT změnila diagnózu, zlepšila vizualizaci hlavních nálezů nebo zvýšila jistotu při určování diagnózy [3]. 4 3 Celá patentová žádost k nalezení zde: 4 Of the 90 scans examined, image quality was improved compared to the image generated by the scanner in 86% (77 scans). The most common cause of worsened image quality was resolution loss around implants measuring > 5 cm in the axial plane, such as pedicle screws. In 13 scans (14%), MDT changed the diagnosis, improved visualization of key findings, or improved diagnostic confidence. 13

15 Obrázek 7 - Obrazová dokumentace z prezentace metody MDT na zasedání RNSA v roce 2010 [13] 14

16 2. Praktická část Metoda MDT byla v této práci použita na datech získaných z měření s fantomem, který byl snímkován CT přístrojem. Získaný obrazový materiál sloužil k vytvoření ozařovacích plánů a následně byl fantom ozařován lineárním urychlovačem. Celá praktická část byla provedena v areálu Masarykova onkologického ústavu v Brně. Cílem měření bylo demonstrování funkce MDT, vytvořit obrazový materiál a porovnat metodu MDT s technikou MARIS (Metal Implant Reduction in Image Space) instalovanou v použitém CT přístroji jako primární možnost redukce kovem způsobených artefaktů. 2.1 Použité technické zařízení Fantom je prostředek, který nám umožňuje provést měření při námi zvolených podmínkách. Pro měření byl použit I mrt Phantom. Použitý materiál ve fantomu je RW3 (98% polystyrol, 2% TiO 2 ) jehož hodnota HU je ekvivalentní s vodou. Vyjímatelné kusy (kvádry z materiálu RW3) dovolují nastavit pozici ionizační komory i kovové inserty k optimalizaci měření. Pro simulaci kovového artefaktu byl do fantomu přidán kovový materiál B1. Jedná se o kov se složením bismutu, olova a cínu (Bi-42%, Pb-42%, Sn-16%). V reálu se jedná o pevný kvádr stříbrné barvy, který sice neodpovídá reálnému kovu používanému k výrobě např. kyčelních implantátů, ale dostačující pro účely tohoto měření. Obrázek 8 - Použitý fantom I mrt Phantom, zapůjčený v MOÚ Brno Ionizační komora je typ CC01, využívaná ve vzduchových, pevných i vodních fantomech. Jedná se o detektor ionizační záření, který je tvořený komorou s anodou a katodou v plynném prostředí. Bez přítomnosti ionizačního záření je plyn v komoře nevodivý, tedy systémem neprochází žádný proud. Pokud je komora v blízkosti zdroje ionizujícího záření, zaznamenáme narůstající proud [7]. Použitý typ elektrometru, tedy přístroje pro měření dávek ionizačního záření, je UNIDOS Universal Dosemeter. UNIDOS umožňuje měření dávky, dávkového příkonu, náboje a proudu. K systému lze připojit výše zmíněnou ionizační komoru a zajistit tak naměřené hodnoty. 15

17 Snímání bylo provedeno na CT přístroji Somatom Definition AS od firmy Siemens s rentgenkou Straton MX P. Výrobcem udávané parametry pro rekonstrukci obrazu tímto přístrojem: tloušťka vrstvy 0,6-10mm, doba rekonstrukce 40 snímků za sekundu, rekonstrukční matice 512x512 pixelů, stupnice HU až a integrovaný software MARIS pro odstraňování artefaktů. Ozařování bylo uskutečněno na lineárním urychlovači Varian TrueBeam STx nově instalovaném na pracovišti Masarykova onkologického ústavu v Brně. Obrázek 9 - Snímek lineárního urychlovače nově instalovaného v areálu MOÚ 2.2 Provedení CT Na vyšetřovací stůl byl umístěn připravený fantom, který byl za pomoci laserů instalovaných ve vyšetřovací místnosti a mřížky nakreslené na fantomu přesně umístěn tak, aby byly získány snímky z vyšetřovaného objemu. Snímání bylo provedeno za nastavených hodnot: expoziční čas krát proud procházející rentgenkou 114 mas, napětí na rentgence 120 kv, šířka řezu 1 mm. Snímán byl fantom bez přítomnosti kovu a poté s umístěným jedním a dvěma kovovými inserty. Naměřené průměrné hodnoty HU pro čtverec o straně 3,5 cm se středem v izocentru jsou uvedeny v tab. 1. Použity byly rekonstrukční kernely B31 (nepotlačuje artefakty způsobené kovem), MARIS m34f a MDT. 16

18 Tab. 1 Naměřené hodnoty CT čísla při použití různých rekonstrukčních kernelů Počet přítomných Průměrná Rekonstrukční kernel kovových insertů hodnota HU 0 B B31-114,9 1 MARIS m34f -114,9 1 MDT -5 2 B31-199,3 2 MARIS m34f -197,7 2 MDT +68,3 Jak je vidět v tab. 1 v případě použití MDT se podařilo dosáhnout výrazně lepších výsledků než při použití MARIS m34f, jak u snímání fantomu s jedním kovovým insertem, tak i se dvěma. Na obr. 9 lze uprostřed vidět bílý pruh, nově vzniklý artefakt po rekonstrukci pomocí MDT. Tento artefakt při použití jiných rekonstrukčních technik nevznikal a jeho příčinu se nám nepodařilo zjistit. I přes výskyt tohoto artefaktu se technika MDT, s naměřenou průměrnou hodnotou HU +68,3 ukázala jako nejefektivnější. Obrázek 10 - Fantom se dvěma kovovými objekty při použití MDT 2.3 Tvorba ozařovacího plánu a ozařovaní lineárním urychlovačem Ze získaných CT skenů byly vytvořeny jednak jednoduché ozařovací plány pro pole 10 cm x 10 cm zářeného z úhlu 0 a poté složitější plány technikou VMAT. Technika VMAT umožňuje záření při pohybu ramene lineárního urychlovače s kontinuálním pohybem lamel, vymezujících svazek záření. Použitý plánovací systém byl Varian Eclipse verze 11 a algoritmus na výpočet dávky AAA verze 11. Cílovým objemem jsme určili kulový útvar o průměru 5 cm se středem v místě polohy ionizační komory, s naplánovanou dávkou 2 Gy pro izocentrum. V plánovacím systému jsme vytvořili ozařovací plány pro fantom bez kovových insertů a pro fantom s jedním i dvěma kovovými inserty, při použití rekonstrukčních kernelů B31 (bez redukce artefaktů), MARIS m34f a MDT. Při plánování pro fantom bez insertů bylo vypočteno, že bude nutné zářit 228,5 MU pro pole 10 cm x 10 cm 17

19 a 462,9 MU pro techniku VMAT. Pro techniku VMAT jsme určili, že záření bude emitováno pouze z úhlů, kdy v cestě nejsou kovové inserty. Proto byly vynechány úhly a Následně byl fantom ozářen podle připravených ozařovacích plánů a naměřena dávka záření v izocentru, kde byla umístěna ionizační komora, napojená na dozimetr. Hodnoty vypočtené plánovacím systémem a naměřené hodnoty jsou uvedeny v tab. 2 a v tab. 3. Počet kovových insertů Tab. 2 Výsledky naměřených dávek v izocentru pro ozařované pole 10x10 Pole 10x10 Naměřené Výpočet hodnoty Rekonstrukční plánovacím ionizační kernel systémem [Gy] komorou CC01 [Gy] Odchylka naměřených hodnot vůči plánovaným 0 B31 2,000 2,001 0,03% 1 B31 1,974 1,997 1,18% 1 MARIS m34f 1,974 1,997 1,18% 1 MDT 2,000 1,997 0,13% 2 B31 1,886 1,994 5,74% 2 MARIS m34f 1,887 1,994 5,68% 2 MDT 2,011 1,994 0,83% Počet kovových insertů Tab. 3 Výsledky naměřených dávek v izocentru pro techniku VMAT VMAT Naměřené Výpočet hodnoty Rekonstrukční plánovacím ionizační kernel systémem [Gy] komorou CC01 [Gy] Odchylka naměřených hodnot vůči plánovaným 0 B31 2,045 2,046 0,07% 1 B31 2,037 2,043 0,31% 1 MDT 2,048 2,043 0,23% 2 B31 1,931 2,040 5,65% 2 MDT 2,063 2,040 1,11% Z naměřených hodnot vyplývá, že technika MDT zvyšuje přesnost při plánování ozařovacího plánu. Při ozařování jednoho pole s jedním insertem byla odchylka v naměřené dávce při použití MDT 0,13 % a bez použití této techniky 1,18 %. Při měření s fantomem se dvěma inserty byla naměřená odchylka bez použití MDT 5,74 % a s jejím použitím 0,83 %. Výsledky u ozařování technikou VMAT potvrzují lepší účinnost techniky MDT. Odchylka při ozařování fantomu s použitým rekonstrukčním kernelem B31 v případě VMAT byla 0,31 % pro fantom s jedním insertem a 5,65 % pro fantom se dvěma inserty. Při použití metody MDT byly odchylky výrazně nižší a to 0,23 % a 1,11 %. Obr. 10 ukazuje snímky z ozařovacího plánu se skeny z CT s použitým kernelem B31 (vpravo) a MDT (vlevo). Distribuce dávky v cílovém objemu je u snímku s použitím MDT výrazně lepší. Při použití B31 je redukce artefaktu nedostatečná a naměřené hodnoty CT čísla mezi inserty odpovídají vzduchu, tudíž došlo k nesprávnému výpočtu distribuce dávky. 18

20 Obrázek 11 - Snímek ozařovacích plánů pro cílový objem umístěný mezi kovovými inserty 3. Příklady klinického užití Jedním z častých příkladů jsou pacienti s diagnostikovanou rakovinou prostaty a s kloubními náhradami kyčlí (obr. 10). Prostata se nachází v pánevní dutině a tudíž v blízkosti kloubních náhrad. Při snímkovaní se kvůli přítomnosti artefaktů způsobených kovovými náhradami prostata stává prakticky neidentifikovatelná, nelze určit velikost ani polohu a pro lékaře je obtížné určit cílový objem pro následné záření. Potlačením těchto artefaktů se prostata stává viditelnou, ale naměřené hodnoty HU mohou být falešné, což vede ke špatným výsledkům při výpočtu dávky terapeutického záření. Při přípravě ozařovacího plánu je klíčové právě správné určení hodnot lineárního součinitele zeslabení tkání, kterými bude záření procházet, aby do cílového objemu byla dopravena přesná dávka záření, nutná k eliminaci tumoru. Na obr. 10 jsou výsledky bez použití kernelu pro odstraňování artefaktů způsobených kovem (nahoře), s použitím techniky MARIS m34f (vlevo dole) a techniky MDT (vpravo dole). 19

21 Obrázek 12 - Snímek pacienta s dvěma kloubními náhradami při použití různých rekonstrukčních technik Další z běžných situací jsou pacienti se zubními plombami. Obr. 11 ukazuje porovnání tří rekonstrukčních kernelů: bez funkce pro odstraňování artefaktů způsobených kovem (nahoře), s použitím techniky MARIS m34f (vlevo dole) a techniky MDT (vpravo dole). Obrázek 13 - Snímek pacienta se zubními plombami při použití různých rekonstrukčních technik 20

22 Závěr V práci byly porovnávány metody pro odstraňování artefaktů způsobených kovem. Použit byl rekonstrukční kernel, který neredukuje tyto artefakty, technika MARIS m34f, která je standardní technikou u použitého CT přístroje a technika MDT. Při ozařování pole 10 cm x10 cm bez použití techniky MDT byla vypočtena odchylka 1,18 %. S jejím použitím byla odchylka značně nižší (0,13 %). Při ozařování technikou VMAT byla naměřená odchylka bez použití MDT 5,74 % a s jeho použitím 0,83 %. Technika MARIS m34f se ukázala pro takto výrazné artefakty jako nevhodná. Při použití techniky MARIS m34f v praxi, tedy bez přítomnosti tak denzního kovu jaký byl použit při měření, jsou její výsledky lepší než v tomto modelovém měření, ale i přesto obrazová dokumentace v této práci ukazuje techniku MDT jako výhodnější. U ozařování fantomu se dvěma inserty bylo díky použití techniky MDT dosaženo snížení odchylky o 4,91 % a 4,54 %. Metoda MDT se ukázala jako účinná a tedy vhodná pro běžné používání. Její přínos je patrný jak pro práci lékařů při určování cílových objemů, tak při vytváření ozařovacích plánů. 21

23 Seznam obrázků Obrázek 1 - Schematicky znázorněná metoda filtrované zpětné projekce [8]... 7 Obrázek 2 - Šum v obraze způsobený špatně nastavenou hodnotou elektrického množství [9]... 9 Obrázek 3 - Ukázka artefaktu způsobeného jevem utvrzování svazku [10] Obrázek 4 - Grafy hodnot znázorňující princip lineární interpolace Obrázek 5 - Schematicky znázorněné snímání, při "vymazání" části snímku obsahující kov [11] Obrázek 6 - Schematicky znázorněný průběh rekonstrukce obrazu pomocí MDT [12] Obrázek 13 - Obrazová dokumentace z prezentace metody MDT na zasedání RNSA v roce 2010 [13]14 Obrázek 7 - Použitý fantom I mrt Phantom, zapůjčený v MOÚ Brno Obrázek 8 - Snímek lineárního urychlovače nově instalovaného v areálu MOÚ Obrázek 9 - Fantom se dvěma kovovými objekty při použití MDT Obrázek 10 - Snímek ozařovacích plánů pro cílový objem umístěný mezi kovovými inserty Obrázek 11 - Snímek pacienta s dvěma kloubními náhradami při použití různých rekonstrukčních technik Obrázek 12 - Snímek pacienta se zubními plombami při použití různých rekonstrukčních technik

24 Seznam tabulek Tab. 1 Naměřené hodnoty HU při použití různých rekonstrukčních kernelů Tab. 2 Výsledky naměřených dávek v izocentru pro ozařované pole 10x10 Tab. 3 Výsledky naměřených dávek v izocentru pro techniku VMAT 23

25 Literatura a zdroje [1] BOAS, F. Edward a Dominik FLEISCHMANN. CT artifacts: Causes and reduction techniques [online]. Stanford, 2012 [cit ]. Dostupné z: [2] BOAS, F. Edward. Iterative reduction of artifacts in computed tomography images using forward projection and an edge-preserving blur filter [online] [cit ]. Dostupné z: [3] BOAS, F. Edward, Roland BAMMER a Dominik FLEISCHMANN. Optimized CT Metal Artifact Reduction Using the Metal Deletion Technique (MDT) [online] [cit ]. Dostupné z: [4] DRASTICH, Aleš. Tomografické zobrazovací systémy. Vyd. 1. Brno: Vysoké učení technické v Brně, Fakulta elektrotechniky a informatiky, Ústav biomedicínského inženýrství, ISBN [5] DRASTICH, Aleš. Netelevizní zobrazovací systémy. Vyd. 1. Brno: Vysoké učení technické, Učební texty vysokých škol. ISBN [6] WAGENAAR, Dirk, Emiel R. VAN DER GRAAF a Marcel J. W. GREUTER, VAN DER SHAAF, Arjen (ed.).quantitative Comparison of Commercial and Non-Commercial Metal Artifact Reduction Techniques in Computed Tomography [online]. Groningen (Nizozemsko), 2015 [cit ]. Dostupné z: [7] HRAZDIRA, Ivo, Vojtěch MORNSTEIN a Jiřina ŠKORPÍKOVÁ. Základy biofyziky a zdravotnické techniky. Brno: Neptun, c2006. ISBN [8] AUTOR NEZNÁMÝ. lf.upol.cz [online]. [cit ]. Dostupný z: [9] AUTOR NEUVEDEN. purdue.edu [online]. [cit ]. Dostupný z: [10] AUTOR NEUVEDEN. snmjournals.org [online]. [cit ]. Dostupný z: [11] AUTOR NEUVEDEN. revisionrads.com [online]. [cit ]. Dostupný z: [12] AUTOR NEUVEDEN. revisionrads.com [online]. [cit ]. Dostupný z: [13] BOAS, F. Edward; BAMMER, Roland; FLEISCHMANN, Dominik. revisionrads.com[online]. [cit ]. Dostupný z: 24