vol. 6 3/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny
134
radioterapia
\
radiotherapy
artykuł naukowy
\
scientific paper
Wprowadzenie
Tomografia komputerowa (TK) stanowi źródło informacji obra-
zowej będącej podstawą współczesnego planowania leczenia
w radioterapii. Celem planowania RT jest utworzenie rozkładu
dawek, tak zapewnić jego homogenność w objętości tarczowej,
przy jednoczesnym minimalizowaniu wpływu promieniowania
na okoliczne narządy krytyczne. W ramach wirtualnej symulacji
tomograficznej pacjenci są pozycjonowani przy użyciu dedyko-
wanych akcesoriów unieruchamiających (np. podparcia kolan,
podstawki, podstawy unieruchamiające itd.) i skanowani w po-
zycji, która potem jest odtwarzana przy każdej sesji na urządze-
niu terapeutycznym. W procesie tym konieczne jest osiągnięcie
zarówno wymaganej jakości obrazu, jak i właściwej reprezentacji
liczb tomograficznych (HU – jednostki Hounsfielda) dla poszcze-
gólnych tkanek lub materiałów zaimplantowanych. Dalej do-
minującym „złotym standardem” w praktyce jest zastosowanie
podczas symulacji 120 kV-130 kV i dla tych energii kalibrowane
jest ustawienie konwersji HU na gęstość elektronową/gęstość
masową tkanki, która jest wykorzystywana w planowaniu RT.
Rekonstrukcje uzyskiwane przy użyciu tomografii kompute-
rowej (TK) są wykorzystywane do korygowania niejednorodno-
ści tkankowej w systemach planowania leczenia (SPL). Ponadto
wzrasta liczba pacjentów z metalowymi implantami (np. implan-
ty stawów biodrowych, implanty stabilizujące kręgosłup itd.),
metalowymi wypełnieniami lub wszczepionymi urządzeniami
medycznymi i to w obszarach, lub blisko nich, otrzymujących ra-
dioterapię. W rekonstrukcjach TK skutkuje to pojawieniem się
artefaktów w obrazach i co najważniejsze, zakłóceniem prawidło-
wego zdefiniowania HU dla tych obszarów. Mimo że współczesne
tomografy zawierają szereg algorytmów korekcji „utwardzania”
wiązki, promieniowania rozproszonego i szumu, gdy implanty
metalowe znajdują się w obrębie obszaru leczonego lub blisko, są
one niewystarczające. Artefakty spowodowane obecnością ma-
teriałów o wysokiej gęstości wprowadzają znaczącą niepewność
w procesie planowania leczenia, np. trudności w określeniu ob-
jętości tarczowej lub organów ryzyka, redukcję dokładności obli-
czania dawki. Do systemów TK zostały zaimplementowane algo-
rytmy redukcji artefaktów metalowych (MAR), które mają na celu
eliminację tych niepewności . Ponadto prawidłowe definiowanie
wartości HU w rekonstrukcji tomograficznej dla materiałów o tak
wysokiej gęstości wymaga 16-bitowej skali DICOM.
Kalibracja
Liczby tomograficzne są wyrażane zależnością:
HU = 1000 * (µ-µ
w
)/µ
w
,
gdzie µ
w
jest liniowym współczynnikiem osłabienia promienio-
wania dla wody, µ liniowym współczynnikiem osłabienia pro-
mieniowania dla materiału. Współczynniki te zależą od gęsto-
ści elektronowej, liczby atomowej (Z) oraz energii stosowanej
wiązki promieniowania. Związek pomiędzy względną gęstością
elektronową ρ i wartościami liczb tomograficznych HU jest wy-
znaczany przy użyciu fantomów zawierających materiały tkan-
kopodobne oraz reprezentujące materiały implantowane do
ciała pacjenta.
Charakterystyki zostały wyznaczone przez wielu autorów [1-5]
i wskazują one na to, że ze średnią liczbą atomową podobną do
wody, HU leżą na lub blisko prostej, która przechodzi przez HU =
-1000 dla powietrza i HU = 0 dla wody. Wartości HU dla substy-
tutów kości leżą nad tą linią, z obserwowanymi różnymi wynika-
mi dla różnych skanerów, protokołów, parametrów skanowania
i rekonstrukcji. Różnice te prowadzą do zalecenia, aby pomiar
i weryfikacja zależności HU oraz względnej gęstości elektro-
nowej/gęstości masowej zostały przeprowadzone w szerokim
spektrum zmienności parametrów oraz dla każdego skanera TK
niezależnie.
Metoda
Przygotowanie systemu do pomiarów
Proces kalibracji został przeprowadzony dla tomografu kompute-
rowego „
widebore
” PhilipsBrilliance. Przygotowania do kalibracji
rozpoczęły się od implementacji protokołów skanowania dla po-
szczególnych obszarów anatomicznych. Parametry skanowania
i rekonstrukcji (
pre-set
) w przypadku tego systemu są bardzo de-
terminowane wyborem skanowanego obszaru – grubość warstwy
tomograficznej, zakresy mAs and mA, pitch i inkrementacja prze-
suwu stołu, prędkość rotacji lampy, filtry rekonstrukcyjne zarówno
te ustawiane przez użytkownika, jak i wbudowane w algorytmy
rekonstrukcji, parametry referencyjne systemu ACS itd. Użytkow-
nik jest bardzo „związany” zaimplementowanymi ustawieniami.
Ta zależność od ustawień definitywnie wynikała z tego, że twórcy
systemu uznali, że optymalizacja parametrów jakościowych obrazu
i dawki jest podstawowym kryteriumprzyjęcia rozwiązań technicz-
nych i softwareowych do poszczególnych obszarów anatomicz-
nych. Jednoznacznie jest to spowodowane rozwojem systemów
tomograficznych na potrzeby diagnostyki obrazowej. Zapropono-
wane protokoły kliniczne dla zastosowań onkologicznych różniły
się od protokołów diagnostycznych zakresem skanowania i FOV.
W związku z tym prace rozpoczęto od ustawienia protokołów ska-
nowania i rekonstrukcji, przyjmując kryteria zbalansowanej jakości
obrazu, dawki i stałości liczb tomograficznych.
Pierwszym wyzwaniem było przyjęcie właściwych parame-
trów skanowania. Niestety system Philips Briliance nie pozwala
na ustawienie wartości pitch 1.0. Największy dostępny był 0.938,
natomiast preferowany przez system dla korpusu to 0.813, dla
kończyn 0.688, a dla obszaru głowy 0.563. Ustawienia te są zwią-
zane z gęstością zbieranej informacji obrazowej i wynikowo jako-
ścią obrazu. To jednak także powoduje powielanie dawki otrzy-
manej przez pacjenta. W przypadku radioterapii wydawałoby się
słusznym, aby była możliwość ustawienia wartości pitch 1.0 lub
więcej. Wbudowane różne algorytmy rekonstrukcyjne pozwala-
ją na wsparcie parametrów jakościowych obrazów, a w procesie
