Inżynier i Fizyk Medyczny 4/2015 vol. 4
radiologia
/
radiology
189
artykuł
/
article
W kolejnym kroku każdemu wokselowi przyporządkowywana
jest gęstość (wartość pseudo-HU) na podstawie
średnich war-
tości z populacji i z literatury
[2] [3] [4]
.
Klasyfikacja tkanek
Przynależność woksela do segmentu określana jest w następu-
jącym procesie:
––
najpierw definiowany jest obrys ciała pacjenta, a wok-
sele znajdujące się poza obrysem są klasyfikowane jako
powietrze;
––
następnie program wykonuje segmentację struktur kost-
nych, wykorzystując różne poziomy kontrastów uzyskiwane
z akwizycji typu mDIXON.
Oba kroki prowadzące do segmentacji kośćca i obrysu ciała
pacjenta są oparte na modelu powstałym z zestawu wykona-
nych wcześniej (m.in. na grupie ochotników) badań mDIXON.
Model jest zaadoptowany do bieżącego obrazu z badania pa-
cjenta, wykorzystując jego cechy (takie jak krawędzie poziomów
jasności) przy jednoczesnym utrzymaniu kształtu segmentowa-
nej struktury
[6] [7]
. Woksele, które znajdują się wewnątrz obrysu
ciała, ale poza segmentem kośćca,
są traktowane jako nale-
żące do tkanki miękkiej.
Tkanka miękka jest następnie dalej
dzielona na segmenty na podstawie poziomów intensywności
w obrazach 3D wody i tłuszczu; woksele o wyższej zawartości
tłuszczu niż wody są klasyfikowane jako tłuszcz, podczas gdy
woksele o wyższej zawartości wody są przyporządkowywane
do przedziału tkanki bogatej w wodę.
Woksele w segmencie kostnym określają albo kość gąbczastą,
albo kość korową; podział jest dokonywany na bazie intensyw-
ności wokseli w obrazie typu
in-phase
.
Efektem działania algorytmu, który przebiega automatycz-
nie, jest powstanie serii obrazów MRCAT (Fot. 2) w formacie DI-
COM, które mogą być eksportowane do dowolnych systemów
planowania, takich jak Pinnacle
3
, Eclipse lub Monaco.
Kluczowym problemem wykorzystania obrazów MR w proce-
sie planowania radioterapii jest ich dokładność geometryczna.
Zniekształcenia geometryczne mają swoje źródło w aparacie re-
zonansu magnetycznego (niehomogeniczność magnesu i nieli-
niowość pola gradientowego), a także są związane z pacjentem.
W celu wyeliminowania głównego źródła zniekształceń geo-
metrycznych związanego z aparatem, które może wprowadzać
błędy systematyczne, potrzebna jest częsta kontrola. Philips
dostarcza w tym celu fantom i automatyczną procedurę kontroli
jakości, zapewniając precyzję geometryczną obrazów MRCAT <
0,54 +/- 0,12 mm w objętości sferycznej o średnicy 20 cm i < 0,9
mm +/- 0,32 mm dla średnicy 40 cm.
Podsumowanie
Symulacja dla celów planowania leczenia prostaty w radioterapii
oparta wyłącznie na obrazach MR (z pominięciem obrazów CT)
w rozwiązaniu oferowanym przez firmę Philips wymaga wykona-
nia standardowych sekwencji MR generujących obrazy:
––
T2W o wysokim kontraście tkanek miękkich,
––
MRCAT zawierające informacje o gęstości tkanek.
Całość procesu, od rozpoczęcia badania MR pacjenta do
wysłania gotowych obrazów do stacji planowania, trwa około
10 minut. Stwierdzono pełną zgodność wyników planowania
wykonywanych standardowym sposobem, z użyciem obrazów
CT, z wynikami przy użyciu MRCAT, tj. bez wykonania badania CT.
Produkt MRCAT uzyskał certyfikat CE Mark i jest dopuszczony
do sprzedaży i stosowania.
Więcej informacji na temat nowej, kluczowej zmiany proce-
su leczenia pacjenta w radioterapii można znaleźć na stronie:
.
(*) mDIXON to zmodyfikowana metoda DIXON (skr. ang.: mDIXON –
modified-DIXON). Służy do trójwymiarowego obrazowania rezonansu
magnetycznego woda – tłuszcz. mDIXON, w opozycji do oryginalnej se-
kwencji DIXON, daje swobodę w doborze czasu echa (TE). Niepotrzebna
jest np. sekwencja pulsów RF typu fat-suppresion, co prowadzi do szyb-
szego skanowania i poprawy stosunku sygnału do szumów (SNR). W celu
rozdzielania sygnałów od tłuszczu i wody używane są faza i amplituda
złożonych danych uzyskanych za pomocą różnych czasów echa
[5]
. Bada-
nie wykonywane z sekwencją mDIXON dostarcza siedem typów obra-
zów, wśród nich obrazy wody, tłuszczu i in-phase.
Literatura
1.
World Cancer Research Fund International. Prostate cancer stati-
stics.
-
cancers/prostate-cancer-statistics, Accessed March 11, 2015.
2.
ICRU 23. Measurement of Absorbed Dose in a Phantom Irradiated
by Single Beams of X or Gamma Rays (1973).
3.
ICRU 44. Tissue Substitutes in Radation Dosimetry and Measure-
ment (1989).
4.
ICRU 46. Photon, Electron, Proton and Neutron Interaction Data
for Body Tissues (1992).
5.
S. Hussain, T. Perkins
: Preliminary Clinical Experience with a Mul-
tiecho 2-Point DIXON (mDIXON) Sequence at 3T as an Efficient
Alternative for Both the SAR-Intensive Acquired In- And Out-Of-
Phase Chemical Shift Imaging as Well as for 3D Fat-Suppressed
T1-Weighted Sequences Used for Dynamic Gadolinium-enhanced
Imaging,
Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med, 18, 2010, 556.
6.
O. Ecabert, J. Peters, H. Schramm, C. Lorenz, J. von Berg, M.J.
Walker, M. Vembar, M.E. Olszewski, K. Subramanyan, G. Lavi, J.
Weese:
Automatic Model- Based Segmentation of the Heart in CT
Images,
Ieee Trans. Med. Imaging, 27(9), 2008, 1189-1201.
7.
C. Tsien, Y. Cao, T. Chenevert:
Clinical applications for diffusion
magnetic resonance imaging in radiotherapy,
Semin. Radiat. On-
col., 24(3), 2014, 218-226.
Fot. 2
Obraz MRCAT
