Πτυχιακή εργασία με θέμα: Αλγόριθμοι ανακατασκευής εικόνας στην υπολογιστική τομογραφία

Transcript

1 2015 Χριστίνα Κουτσιάκη 2015 Χριστίνα Κουτσιάκη ΑΕΜ:13517 Επιβλέπων καθηγητής: Στούλος Στυλιανός Πτυχιακή εργασία με θέμα: Αλγόριθμοι ανακατασκευής εικόνας στην υπολογιστική τομογραφία 1

2 Περίληψη Η συγκεκριμένη εργασία πραγματεύεται τη μελέτη της ποιότητας των εικόνων που προκύπτουν από την υπολογιστική τομογραφία και τη σύγκρισή τους με τις εικόνες που υφίστανται επεξεργασία μέσω συγκεκριμένου αλγορίθμου ανακατασκευής εικόνας. Αρχικά, παρουσιάζονται όλα οι απαραίτητες γνώσεις που χρειάζονται για την κατανόηση του τρόπου λειτουργίας του αξονικού τομογράφου. Στη συνέχεια παρατίθενται όλα τα απαραίτητα μεγέθη που αφορούν την ανάλυση της διαγνωστικής εικόνας, καθώς επίσης αναλύονται και οι αλγόριθμοι που χρησιμοποιήθηκαν στο πειραματικό μέρος της εργασίας (ASiR, FBP). Ο κύριος αλγόριθμος που μελετάται είναι ο ASiR (GE), ο οποίος αποτελεί έναν από τους πιο αποτελεσματικούς αλγορίθμους για χρήση, καθώς συνδέει την επαναληπτική ανακατασκευή (Iterative reconstruction method) με την αναλυτική μέθοδο ανακατασκευής. Αναφορικά με το πειραματικό μέρος, αρχικά παρατίθενται τα μεγέθη που μελετήθηκαν και αναλύθηκαν στις διαγνωστικές εικόνες, με κυριότερο από αυτά το θόρυβο. Μετά από αυτό, παρατίθενται οι εικόνες που παρουσιάζουν τους τρόπους μέτρησης των διαφόρων μεγεθών και μαζί με αυτές δίνονται τα αντίστοιχα διαγράμματα. Τέλος, στο κεφάλαιο «συμπεράσματα» αναλύονται όλα τα διαγράμματα και καταλήγουμε σε μια γενική εικόνα για το πώς επηρεάζονται οι διαγνωστικές εικόνες από τον αλγόριθμο που προαναφέρθηκε. Οι πειραματικές μετρήσεις αφορούν 2 είδη αξονικών τομογράφων, ο πρώτος ανήκει στην GE και ο δεύτερος στη Siemens. Στο τέλος της εργασίας δίνονται όλες οι πειραματικές τιμές. Γενικά, καταλήξαμε στο συμπέρασμα πως ο ASiR επηρεάζει αισθητά την εμφάνιση του θορύβου και ιδιαίτερα όταν εφαρμόζεται σε ποσοστό 60%. Ταυτόχρονα, δεν εμποδίζει τη σωστή διάγνωση και προσφέρει την ευκαιρία μείωσης της ακτινοβολούμενης δόσης στον ασθενή. Συγκριτικά με τον πρώτο αξονικό τομογράφο, ο δεύτερος δεν παρουσιάζει τεράστιες διαφορές στα αποτελέσματά του, παρά μόνο μικρές, οι οποίες ανήκουν στα επιτρεπτά όρια. Abstract The main purpose of this essay is to observe the computing tomography image and note the main differences that occur when an iterative reconstruction algorithm is used. At first, in the theoretical part, we analyse all of the set-up information and magnitudes needed in order to fully understand the computed tomography image. This part also contains information about the reconstruction algorithm that we use (ASiR, GE), which is one of the most preferable ones in this field of study, given the fact that it mixes up the iterative and the analytical method (IR and FBP). After that, the experimental analysis takes place. Firstly, all of the images that are used in order to run the experiment are given. Secondly all of the formed diagrams that contain noise, CNR, slice thickness and linearity are presented. At last, the experimental part includes all of the conclusions about the diagrams. In a general view, ASiR improves the image quality in a serious way and keeps the diagnostic characteristics untouchable. This fact gives us the opportunity to use a lower dose during the examination procedure. Therefore we are able to keep the patient safe from a radiation overdose. 2

3 Περιεχόμενα Θεωρητική εισαγωγή Ιστορική αναδρομή 4 Στόχος της υπολογιστικής τομογραφίας..4 Γενική Λειτουργία..5 Μέρη του αξονικού τομογράφου 7 Λυχνία ακτίνων Χ 7 Gantry και τραπέζι ασθενούς...7 Ανιχνευτές 8 Κατευθυντήρες 8 DAS..9 Χειριστήριο..9 Σύστημα επεξεργασίας 9 Γενιές αξονικού τομογράφου η γενιά.10 2 η γενιά.10 3 η γενιά.11 4 η γενιά 11 Ελικοειδής απεικόνιση..12 Χαρακτηριστικά της εικόνας 13 mas..13 Window Level- Window Width..14 Matrix..14 Πάχος δέσμης..14 kv 15 Αλγόριθμοι ανακατασκευής εικόνας 15 Filtered Back Projection 16 3

4 ASiR 18 Επιδράσεις της ακτινοβολίας κατά τη διάρκεια της εξέτασης..20 Κόστος μηχανημάτων- κόστος εξέτασης..22 Βασικές αρχές ακτινοπροστασίας.23 Πειραματικό μέρος...24 ΜΕΡΟΣ 1o..24 Πειραματική διαδικασία...24 Πειραματική διάταξη.25 Ακτινοβολούμενη δόση..28 ΜΕΡΟΣ 2 o..30 Ανάλυση μεγεθών...30 ΜΕΡΟΣ 3 Ο.32 Αποτελέσματα εικόνων..32 ΜΕΡΟΣ 4 Ο.43 Συμπεράσματα 43 Πειραματικές μετρήσεις GE 46 Πειραματικές μετρήσεις- Siemens.51 Βιβλιογραφία

5 Ιστορική αναδρομή O αξονικός τομογράφος αποτελεί ανεπιφύλακτα μία από τις σημαντικότερες καινοτομίες στην ιστορία της διαγνωστικής ακτινολογίας, λαμβάνοντας υπόψη όχι μόνο την συμβολή του στη διάγνωση αλλά και την κατασκευή του αυτή καθεαυτή. Η πρώτη μορφή αξονικού τομογράφου εντοπίζεται το Δημιουργός της ήταν ο Godfrey Hounsfield. Η κατασκευή έλαβε χώρα στο Wimbledon στην Αγγλία και αφορούσε την απεικόνιση εγκεφάλου. Τρία χρόνια αργότερα, το 1974, έγινε επίσημα η εγκατάσταση αξονικού τομογράφου ολόκληρου σώματος, ενώ μέχρι τα τέλη της τότε δεκαετίας η γενική γνωστή μορφή του αξονικού τομογράφου που όλοι γνωρίζουμε έχει ολοκληρωθεί. Στις επόμενες δεκαετίες συναντάμε πολλές βελτιώσεις στο αρχικό μοντέλο. Οι κυριότερες από αυτές είναι η ελικοειδής υπολογιστική τομογραφία (helical CT) καθώς και οι αξονικοί τομογράφοι με πολλές σειρές ανιχνευτών (MSDT). Με βάση τα συγκεκριμένα εξελιγμένα μοντέλα, ο χρόνος εξέτασης μειώθηκε στο ελάχιστο και ταυτόχρονα εμφανίστηκε η ευκαιρία 3D απεικόνισης, η οποία είναι άκρως χρήσιμη για μελέτη τραυμάτων καθώς και πολλών παθήσεων. Στόχος της υπολογιστικής τομογραφίας Εν γένει, ο στόχος της συγκεκριμένης εξέτασης (CT) είναι να απεικονίσει μια τρισδιάστατη περιοχή (φέτα) στις 2 διαστάσεις της διαγνωστικής εικόνας. Η συγκεκριμένη δραστηριότητα στηρίζεται σε ένα φαινόμενο: την εξασθένιση μιας δέσμης ακτίνων Χ όταν αυτές περνούν μέσα από ένα υλικό (ιστό εν προκειμένω). Η δημιουργία της διαγνωστικής εικόνας στηρίζεται στην απεικόνιση των συντελεστών εξασθένισης της περιοχής που μελετάμε. Έτσι, χρησιμοποιείται μια πληθώρα αποχρώσεων του γκρι και κάθε απόχρωση αντιστοιχεί σε μία τιμή του συντελεστή εξασθένισης. Η συγκεκριμένη «παλέτα» βασίζεται στη διακριτική ικανότητα της ανθρώπινης όρασης. Εάν οι αποχρώσεις του γκρι που χρησιμοποιούνται είναι πολύ περισσότερες από αυτές που μπορεί να διακρίνει το ανθρώπινο μάτι, τότε αυτόματα κατά τη διάγνωση δεν θα μπορεί να γίνει ορατή μια επιθυμητή αντίθεση. Έτσι, με βάση διάφορες ειδικές έρευνες πάνω στη διακριτική ικανότητα του ανθρώπινου ματιού, ο αριθμός των αποχρώσεων του γκρι που διακρίνεται από το μάτι είναι σχεδόν 50 (η ποσότητα αυξάνεται και μειώνεται αναλόγως με την κατάσταση του ατόμου). Παρόλα αυτά, τείνουμε να χρησιμοποιούμε ένα μικρότερο αριθμό για τους λόγους αντίθεσης που προαναφέρθηκαν (συνήθως χρησιμοποιούμε 16). Το κυριότερο πρόβλημα στη δημιουργία της διαγνωστικής εικόνας είναι η εύρεση του εκάστοτε συντελεστή απορρόφησης για το κάθε σημείο. Προτού, όμως, αναλύσουμε το συγκεκριμένο τρόπο εύρεσης, θα υποδείξουμε τη μαθηματική σχέση στην οποία υπόκειται ο υπολογισμός του. Η γενική ιδέα πάνω σε αυτό είναι πως ο συντελεστής εξασθένισης ενός σημείου μπορεί να βρεθεί εάν γνωρίζουμε την ένταση της αρχικής 5

6 δέσμης (που πέφτει πάνω στο σημείο) και τη δέσμη που εξέρχεται από αυτό. Η μαθηματική σχέση είναι η εξής: Ι = Ι 0 e μx όπου Ι 0 η ένταση της δέσμης που εξέρχεται από το σημείο, x: το πάχος του σημείου που ακτινοβολείται, Ι η αρχική ένταση της δέσμης και μ ο συντελεστής εξασθένισης που ψάχνουμε. Εάν υποθέσουμε πως δε μετράμε μόνο ένα σημείο αλλά μία σειρά σημείων με ίδιο x, τότε ο τύπος της παραπάνω σχέσης θα μεταβληθεί σε: Ι = Ι 0 e (μ 1+μ 2 + +μ ν )x όπου μ 1, μ 2, μ ν οι συντελεστές εξασθένισης των ν σημείων που μελετάμε. Εικόνα 1: ενδεικτικό σχήμα υπολογισμού του συντελεστή εξασθένησης μ Οφείλουμε να αναφέρουμε πως για τη μέτρηση των 2 εντάσεων του τύπου, υπάρχουν ανιχνευτές τόσο πριν την πρόσκρουση της δέσμης στα σημεία όσο και κατά την έξοδο της δέσμης από αυτά. Γενική λειτουργία Η γενική λειτουργία της CT είναι η εξής: Η δέσμη ακτίνων Χ (πολυενεργειακή), η οποία παράγεται από μία λυχνία, προσπίπτει πάνω σε ένα μέρος του εγκάρσιου άξονα του ασθενούς. Το εύρος της δέσμης που πέφτει πάνω στον ασθενή (και συνεπώς το πάχος τομής) καθορίζεται από ειδικά διαφράγματα. Στο σημείο όπου εξέρχεται η δέσμη υπάρχουν σειρές ανιχνευτών, οι οποίοι υπολογίζουν την ένταση της δέσμης που εξέρχεται. Στη συνέχεια, το σήμα μεταφέρεται από τους ανιχνευτές στο υπολογιστικό τμήμα του αξονικού τομογράφου. Ο υπολογιστής σε αυτό το σημείο 6

7 διαιρεί την τομή σε στοιχειώδεις κύβους (volume elements, voxels) και με τη βοήθεια διαφόρων αλγορίθμων υπολογίζεται ο συντελεστής εξασθένισης μ σε κάθε voxel, αντιστοιχίζεται η τιμή του γκρι στο καθένα και το ολικό αποτέλεσμα αναπαριστάται στην τελική εικόνα. Το voxel συνδέεται άμεσα με το γνωστό pixel της τελικής εικόνας, καθώς οι 2 διαστάσεις του voxel (x και y) αποτελούν το pixel. Η τρίτη διάσταση του voxel, το πάχος, ποικίλει σε κάθε τομή. Ο ολικός αριθμός των voxels της τομής ταυτίζεται με τον συνολικό αριθμό pixels της εικόνας (matrix). Η συγκεκριμένη διαδικασία επαναλαμβάνεται πολλές φορές. Μπορούμε να πούμε πως η περιοχή που μελετάμε χωρίζεται νοητά σε διάφορα voxels. Για να ληφθεί η τελική εικόνα, πρέπει να ακτινοβοληθεί κάθε σειρά των voxels. Εικόνα 2: σχηματικός συσχετισμός μεταξύ των voxels, του Field Of View (FOV) και του μεγέθους της μήτρας (matrix) Για να ολοκληρωθεί η εικόνα, δέσμες από διάφορες κατευθύνσεις (οριζόντια, κατακόρυφη, πλάγια) προσπίπτουν στο σημείο του σώματος του ασθενούς που πρέπει να απεικονιστεί. Η εκάστοτε σειρά τιμών του Ι που προκύπτει από την κάθε κατεύθυνση ονομάζεται προβολή (projection). Όπως προαναφέρθηκε, για την επεξεργασία του σήματος χρησιμοποιούνται διάφοροι αλγόριθμοι. Ένας από αυτούς είναι και η μέθοδος Filtered Back Projection( FBP) η οποία αποτελεί το συνηθέστερο από τους αλγορίθμους ανακατασκευής εικόνας (image reconstruction algorithms) και συναντάται στο πειραματικό μέρος της εργασίας μας. Όπως προαναφέρθηκε, το κάθε voxel αντιστοιχεί σε μια τιμή του συντελεστή εξασθένισης μ. Για τον υπολογισμό, όμως, διαφόρων μεγεθών που σχετίζονται με τη μελέτη της ποιότητας της διαγνωστικής εικόνας, κάθε voxel (και κατά συνέπεια κάθε 7

8 pixel) αντιστοιχεί σε μία τιμή ενός ιδεατού μεγέθους, το οποίο ονομάζεται Hounsfield Unit, (HU) ή CT number. Η αντιστοιχία του συντελεστή εξασθένισης με το CT number που μετράμε είναι: CT = Κ μ μ w μ w όπου Κ ο συντελεστής αντίθεσης, μ ο συντελεστής εξασθένισης του συγκεκριμένου voxel και μ w ο συντελεστής εξασθένισης του νερού. Το Κ εξαρτάται από την κατασκευή του εκάστοτε αξονικού τομογράφου και αυξάνεται με την εξέλιξη του μοντέλου. Εικόνα 3: κλίμακα Hounsfield Μέρη του αξονικού τομογράφου Λυχνία ακτίνων Χ Τα χαρακτηριστικά των διάφορων μοντέλων λυχνιών που διαφοροποιήθηκαν κατά τη διάρκεια κατασκευής των αξονικών τομογράφων και μας απασχολούν περισσότερο είναι η ένταση της δέσμης και το αν η δέσμη είναι συνεχόμενη ή παλμική. Αρχικά, χρησιμοποιήθηκαν διάφορα ραδιενεργά ισότοπα (π.χ. Αμερίκιο), τα οποία αποτελούσαν πηγή ακτίνων Χ. Η δέσμη που παραγόταν ήταν μονοενεργειακή και μεγάλης έντασης. Στη δεύτερη γενιά η εκπομπή ακτίνων Χ έγινε παλμική και έτσι 8

9 οι τιμές εντάσεων που χρησιμοποιούνταν μπορούσαν να αυξηθούν κατά πολύ. Λαμβάνοντας, όμως, υπόψη τη σταδιακή μείωση του χρόνου σάρωσης, η παλμική εκπομπή ακτίνων Χ δεν ήταν λειτουργική και έτσι αντικαταστάθηκε. Τέλος, η άνοδος που χρησιμοποιείτο ήταν αρχικά σταθερή αλλά σε μικρό χρονικό διάστημα αντικαταστάθηκε από περιστρεφόμενη. Ganrty και τραπέζι ασθενούς Το Gantry αποτελεί το κύριο μέρος του αξονικού τομογράφου, όπου περιέχονται η λυχνία και οι ανιχνευτές. Το Gantry έχει την ικανότητα να στρέφεται σε ένα βαθμό ώστε να προσαρμόζεται για τις ανάγκες της εξέτασης. Επίσης, για την απόλυτα σωστή τοποθέτηση του ακτινοβολούμενου σημείου, υπάρχουν δύο δέσμες Laser, κάθετες μεταξύ τους, ώστε το επιθυμητό σημείο να τοποθετείται στο σημείο τομής τους, δηλαδή στο κέντρο του Gantry. Το τραπέζι, με τη σειρά του, όπως θα αναλυθεί και παρακάτω, μπορεί να μετακινείται σε συγκεκριμένα μοντέλα αξονικών τομογράφων για μεγαλύτερη σάρωση επιθυμητών περιοχών (ελικοειδής σάρωση). Ανιχνευτές Οι ανιχνευτές που χρησιμοποιήθηκαν από το πρώτο μοντέλο του αξονικού τομογράφου μέχρι σήμερα ανήκουν σε 2 κατηγορίες: τους θαλάμους ιονισμού και τους σπινθηριστές. Παρόλο που οι ανιχνευτές αποτελούν ίσως το σημαντικότερο μέρος λειτουργίας του αξονικού τομογράφου, η ανάλυσή τους είναι πολύπλοκη και μεγάλη. Γι αυτό το λόγο θα αναφερθούν μερικά βασικά πράγματα για τη λειτουργία του κάθε είδους ανιχνευτή. Θάλαμοι ιονισμού Βασίζονται στον ιονισμό που προκαλεί η προσπίπτουσα ακτινοβολία στα μόρια του αερίου που περιέχουν. Καθώς δημιουργούνται τα ιόντα, αυτά λόγω φορτίου έλκονται από τα 2 ηλεκτρόδια που υπάρχουν στον ανιχνευτή. Έτσι, μέσω των ηλεκτροδίων παράγεται ηλεκτρικός παλμός, ο οποίος σχετίζεται άμεσα με την ένταση της ακτινοβολίας που προσπίπτει στον ανιχνευτή. Σπινθηριστές Οι σπινθηριστές είναι μια κατηγορία κρυστάλλων (π.χ. ΝaΙ), στους οποίους όταν προσπέσει ένας μικρός αριθμός φωτονίων έχουν τη δυνατότητα μέσω φαινομένων (π.χ. μέσω διεγέρσεων) να παράγουν έναν πολύ μεγαλύτερο αριθμό φωτονίων. Τα παραγόμενα φωτόνια προσπίπτουν σε μία ειδική διάταξη, τον φωτοπολλαπλασιαστή, του οποίου η ιδιότητα είναι να μετατρέπει το σήμα φωτονίων ηλεκτρικό σήμα,το οποίο επίσης είναι ανάλογο της αρχικής προσπίπτουσας ακτινοβολίας. Κατευθυντήρες Οι κατευθυντήρες, όπως προαναφέρθηκε, είναι μολύβδινες πλάκες, τοποθετημένες μπροστά από τη λυχνία. Η λειτουργία τους είναι να καθορίζουν το σχήμα και το 9

10 πάχος της δέσμης και συνεπώς το πάχος της τομής. Ο ρόλος τους είναι σημαντικότατος, παρόλα αυτά υπάρχει περίπτωση να δημιουργήσουν τη λεγόμενη «παρασκιά» στη διαγνωστική εικόνα, η οποία έχει μορφή σκοτεινής θολούρας. Επίσης, οι κατευθυντήρες έχουν τη δυνατότητα να κινούνται, έτσι ώστε να λαμβάνουν το συγκεκριμένο επιθυμητό σχήμα. DAS (Data Acquisition System) Όπως φαίνεται και από την παρακάτω εικόνα, το σύστημα λήψης δεδομένων (DAS) αποτελεί το μέρος του αξονικού τομογράφου όπου το σήμα μετά από τους ανιχνευτές μετατρέπεται στην τελική εικόνα. Η λειτουργία του και τα επιμέρους κομμάτια του είναι αρκετά πολύπλοκα, γι αυτό στην παρούσα φάση θα αναφέρουμε επιγραμματικά τη διαδικασία δημιουργίας εικόνας, ώστε να κατανοηθεί πλήρως. Αρχικά, το σήμα μετά από τους ανιχνευτές περνά από ένα προενισχυτή (για τη μείωση του θορύβου) και στη συνέχεια από έναν ενισχυτή. Ύστερα, σειρά έχει η «ψηφιοποίηση» του σήματος. Το σήμα, δηλαδή, μετά από τον ενισχυτή μετατρέπεται από αναλογικό σε ψηφιακό. Αφού το σήμα γίνει αναλογικό, τότε μέσω του υπολογιστικού συστήματος, δηλαδή ενός υπολογιστή και με τη βοήθεια διαφόρων αλγορίθμων προκύπτει η τελική εικόνα. Χειριστήριο Το χειριστήριο αποτελεί ουσιαστικά το σημείο ελέγχου της λειτουργίας του αξονικού τομογράφου από τον εκάστοτε τεχνολόγο. Μέσω του χειριστηρίου ο τεχνολόγος δίνει την εντολή για εκκίνηση της εξέτασης, για το τέλος και για τη ρύθμιση της θέσης ακτινοβόλησης. Το χειριστήριο βρίσκεται σε ξεχωριστό χώρο από τον αξονικό τομογράφο έτσι ώστε να αποφεύγεται η έκθεση του τεχνολόγου και του ακτινολόγου στην ακτινοβολία (μολύβδινη θωράκιση) και ταυτόχρονα ο τεχνολόγος να παρακολουθεί τον ασθενή για οποιαδήποτε ανάγκη του κατά τη διάρκεια της εξέτασης. Σύστημα επεξεργασίας Μπορούμε να πούμε πως το σύστημα επεξεργασίας, το οποίο βρίσκεται εντός του χώρου του αξονικού τομογράφου, παίζει καθοριστικό ρόλο στην τελική εικόνα καθώς στο συγκεκριμένο σημείο βρίσκεται το μέρος εφαρμογής των αλγορίθμων ανακατασκευής. Το σύστημα επεξεργασίας έχει την ικανότητα να αποθηκεύει τις εικόνες, να τις μεγεθύνει, να τις επεξεργάζεται γενικότερα. Όλα αυτά, φυσικά, καθορίζονται μέσω του τεχνολόγου. Εκτός αυτών, εδώ βρίσκεται και ο επεξεργαστής που είναι υπεύθυνος για την κωδικοποίηση του σήματος, δηλαδή την αντιστοίχηση του σήματος των ανιχνευτών σε τιμές συντελεστών εξασθένησης μ (μετατροπή των voxels σε μορφή pixel). 10

11 Εικόνα 4: σχηματική απεικόνιση του DAS Παραπάνω περιγράφηκαν τα μέρη του αξονικού τομογράφου, όπως έχει συναντάται σήμερα. Παρόλα αυτά, η σημερινή μορφή διαφέρει από την αρχική. Γι αυτό το λόγο θα παραθέσουμε τους προηγούμενους τύπους αξονικών τομογράφων. Γενιές αξονικού τομογράφου 1 η γενιά Το μοντέλο πρώτης γενιάς αξονικού τομογράφου αποτελείτο από μια λυχνία και έναν ανιχνευτή. Η λυχνία και ο ανιχνευτής συνδέονταν μεταξύ τους, έτσι ώστε με την κίνηση του ενός να κινείται αντιδιαμετρικά και το άλλο. Η δέσμη ακτίνων Χ ήταν πάρα πολύ λεπτή και γι αυτό χαρακτηριζόταν ως pencil beam. Για τη λήψη της εικόνας η λυχνία αρχικά «σάρωνε» το επιθυμητό μήκος του σώματος και στη συνέχεια μετακινούνταν ανά 1 και σάρωνε ξανά το ίδιο μήκος. Η διαδικασία αυτή επαναλαμβανόταν μέχρις ότου η λυχνία να σαρώσει και στις 180 μοίρες την επιθυμητή επιφάνεια. Ο χρόνος σάρωσης ήταν γύρω στα 5 λεπτά. 2 η γενιά Η διαφορά της 2 ης από την 1 η γενιά είναι ότι στη δεύτερη υπήρχε ένας μεγαλύτερος αριθμός ανιχνευτών, που έφτανε μέχρι τους 30. Επιπρόσθετα, η μορφή της δέσμης δεν ήταν πια γραμμική, αλλά είχε σχήμα βεντάλιας. Αυτό επέτρεπε στη λυχνία να διανύσει μεγαλύτερο αριθμό μοιρών ώστε να σαρώσει όλη την απαιτούμενη επιφάνεια. Έτσι, ο χρόνος μιας πλήρους σάρωσης μειώθηκε στο 1 λεπτό. 11

12 Εικόνα 5: σχηματική απεικόνιση αξονικών τομογράφων πρώτης (αριστερά) και δεύτερης (δεξιά) γενιάς. 3 η γενιά Η 3 η γενιά είναι πιο εξελιγμένη τόσο στο θέμα της λυχνίας όσο και στον αριθμό των ανιχνευτών, συγκριτικά με τη 2 η γενιά. Η γωνία της λυχνίας αυξάνεται σημαντικά (κοντά στις 40 μοίρες) και έτσι δεν χρειάζεται πλέον η σάρωση του επιθυμητού μήκους, εφόσον αυτό καλύπτεται απευθείας από τη μεγάλη γωνία της δέσμης. Επίσης, ο αριθμός των ανιχνευτών αυξάνεται (περίπου 500) και τώρα οι ανιχνευτές διατάσσονται σε σειρές. Έτσι, ο χρόνος σάρωσης αγγίζει τα 2-10 δευτερόλεπτα, πράγμα ζωτικής σημασίας για περιπτώσεις μελέτης τραυμάτων. 4 η γενιά Η ουσιαστική διαφορά της 4 ης από την 3 η γενιά βρίσκεται στον αριθμό των ανιχνευτών. Στην 4 η γενιά ο αριθμός τους μπορεί να φτάσει τους 2500, οι οποίοι διατάσσονται σε δακτυλίους και ανάλογα με την περιοχή που ακτινοβολείται, χρησιμοποιείται συγκεκριμένη ομάδα ανιχνευτών. Στη συγκεκριμένη γενιά μπορούμε να πούμε πως ανιχνεύεται όλη η ακτινοβολία που διαπερνά τον ασθενή, πράγμα, όμως, που μπορεί να αποτελέσει artifact, καθώς, όπως και σε άλλες διαγνωστικής διατάξεις (ΡΕΤ) η ανίχνευση ανακλώμενης ακτινοβολίας είναι πιθανή. 12

13 Εικόνα 6: Σχηματική απεικόνιση αξονικού τομογράφου τρίτης (αριστερά) και τέταρτης (δεξιά) γενιάς. Ελικοειδής απεικόνιση Τα παραπάνω μοντέλα που περιγράφηκαν αφορούσαν διατάξεις όπου το τραπέζι που κάθεται ο ασθενής παραμένει στη θέση του. Παρόλα αυτά, μία διαφοροποίηση σε αυτό το κλασσικό μοντέλο αποτελεί ο ελικοειδής αξονικός τομογράφος, ο οποίος συναντάται στο μεγαλύτερο ποσοστό στις μέρες μας. Η διαφορά του με το κλασσικό μοντέλο είναι ότι στην ελικοειδή σάρωση το τραπέζι κινείται κατά μήκους του οριζόντιου άξονα και η λυχνία περιστρέφεται γύρω από το τραπέζι έως ότου σαρωθεί η επιθυμητή περιοχή. Επίσης, εάν η ταχύτητα μετακίνησης του τραπεζιού είναι μεγαλύτερη, τότε το σώμα θα δέχεται την ακτινοβολία της δέσμης σε μεγαλύτερη περιοχή, πράγμα που σημαίνει πως η ακτινοβόληση σε κάθε σημείο του σώματος είναι μικρότερη. Η συγκεκριμένη έννοια ορίζεται ως pitch. Το μεγαλύτερο, ίσως, πλεονέκτημα του συγκεκριμένου τύπου είναι ο ελάχιστος χρόνος σάρωσης μεγάλων περιοχών (όπως πνεύμονες). Ως γνωστόν, όταν χρειάζεται να μελετηθεί ένα μεγάλο μέρος του σώματος και απαιτείται κάποιο χρονικό διάστημα σάρωσης, το οποίο ξεπερνά το χρονικό διάστημα που αντέχει ο ασθενής πριν αναπνεύσει, λόγω της αναπνοής εμφανίζεται ένα μεγάλο artifact στην εικόνα. Αυτό το φαινόμενο καθιστούσε αδύνατο το scanning μεγάλων περιοχών. Όμως μέσω του ελικοειδή αξονικού τομογράφου, το πρόβλημα αυτό λύθηκε. Ταυτόχρονα, όμως, δημιουργείται και ένα μειονέκτημα. Το γεγονός ότι οι περιοχές ακτινοβολούνται πιο γρήγορα (και άρα λιγότερο), σημαίνει πως η ανάλυση της εικόνας θα είναι χειρότερης ποιότητας (μικρότερη ακτινοβολία σημαίνει μεγαλύτερος θόρυβος).επίσης, ο ελικοειδής μας δίνει τη δυνατότητα 3D απεικόνισης, πράγμα ζωτικής σημασίας για τη μελέτη συγκεκριμένων ιστών και οργάνων (π.χ. αιμοφόρα αγγεία). Φυσικά, οφείλουμε να σημειώσουμε πως λόγω των σημαντικών πλεονεκτημάτων του σε σχέση με το κλασσικό μοντέλο, η τιμή του είναι πολύ πιο υψηλή. Και οι 2 αξονικοί τομογράφοι 13

14 που χρησιμοποιούμε στο πειραματικό μέρος της εργασίας μας βασίζονται στην ελικοειδή σάρωση. Εικόνα 7: ελικοειδής σάρωση (spiral CT). Παρατηρούμε πως όσο αυξάνεται το pitch, τόσο μεγαλώνει η ακτινοβολούμενη περιοχή. Χαρακτηριστικά της εικόνας Για τη μελέτη της τελικής εικόνας που προκύπτει από μια εξέταση CT πρέπει να λάβουμε υπόψη μας ορισμένα μεγέθη που παίζουν καθοριστικό ρόλο στην ευκρίνειά της. Αυτά παρατίθενται παρακάτω. α) mas Η συγκεκριμένη ποσότητα συνδέεται άρρηκτα με την ακτινοβολούμενη δόση του ασθενούς. Το mas είναι ουσιαστικά το ρεύμα της λυχνίας (ma) επί το χρόνο ακτινοβόλησης (second, s). Πρακτικά, αυτό σημαίνει πως όσο περισσότερο ρεύμα (tube current) χρησιμοποιούμε, τόσο μεγαλύτερη θα είναι η ενέργεια των φωτονίων που θα εκπεμφθούν. Έτσι, η δέσμη θα είναι διεισδυτικότερη. Βέβαια, για να έχουμε μια ολοκληρωμένη άποψη για το αποτέλεσμα της ακτινοβολίας στους ιστούς, θα πρέπει να λάβουμε υπόψιν μας και τον παράγοντα του χρόνου. Ακόμη και αν χρησιμοποιήσουμε μικρή ποσότητα ρεύματος και ταυτόχρονα η ακτινοβόληση διαρκεί αρκετή ώρα, τότε το γινόμενο mas θα είναι μεγάλο και έτσι η δόση θα είναι πολύ ισχυρή. Το ίδιο ισχύει και για περίπτωση που ακτινοβολούμε για λίγη ώρα με μεγάλο ma. Καταλαβαίνει, λοιπόν, κανείς πως η σωστή επιλογή τόσο του χρόνου ακτινοβόλησης όσο και της ποσότητας ρεύματος παίζει καθοριστικό ρόλο κατά τη διάρκεια της εξέτασης, καθώς μέσω αυτής καθορίζεται τόσο η ποιότητα της τελικής διαγνωστικής εικόνας όσο και το αποτέλεσμα της ακτινοβολίας στους ιστούς. Βέβαια, ο 14

15 παράγοντας που έχει περισσότερη σημασία και είναι ενδεικτικός της πραγματικής δόσης που δέχεται ο ασθενής είναι η ενεργός δόση (effective mas). Παρόλο που μειώνοντας το ma, ο θόρυβος αυξάνεται, στις περισσότερες περιπτώσεις όταν μελετάμε ιστούς που εμφανίζουν μεγάλη αντίθεση, τα σημεία μελέτης είναι ευδιάκριτα. Φυσικά, υπάρχει όριο ανάμεσα στην τιμή του ρεύματος και στην αλλοίωση της διακριτικής ικανότητας του συστήματος. β) Window level- window width Όπως προαναφέρθηκε, για ποικίλους λόγους υπάρχει ένας συγκεκριμένος αριθμός γκρι αποχρώσεων που χρησιμοποιούνται στη διαγνωστική εικόνα. Ο αριθμός αυτός παίζει πολύ σημαντικό ρόλο στο τελικό αποτέλεσμα, καθώς εάν είναι πολύ μεγάλος τότε θα επηρεαστεί αρνητικά η αντίθεση και εάν είναι πολύ μικρός τότε δεν θα ξεχωρίζουν μεταξύ τους δομές με κοντινές τιμές δεικτών εξασθένησης μ. Επειδή, λοιπόν, ο αριθμός των αποχρώσεων είναι περιορισμένος και επειδή πολλές φορές δεν επαρκεί ώστε να μελετηθούν συγκεκριμένα σημεία του σώματος, γι αυτό έχουμε τη δυνατότητα να αυξομειώσουμε τόσο την αντίθεση όσο και τη φωτεινότητα της εικόνας. Οι διεργασίες αυτές στηρίζονται πάνω στην αλλαγή των window level και window width αντίστοιχα. Το WW (εύρος παραθύρου) καθορίζει το πόσοι αριθμοί CT θα απεικονιστούν κάθε φορά. Είναι δηλαδή ένας τρόπος ρύθμισης της αντίθεσης της εικόνας και καθορίζει ποιοι αριθμοί CT θα είναι ορατοί. Το WL είναι υπεύθυνο για τη φωτεινότητα του εύρους. Από τα παραπάνω συμπεραίνει κανείς πως η σωστή χρήση των WW και WL μπορεί να χαρακτηριστεί άκρως χρήσιμη για την απεικόνιση των επιθυμητών ιστών. Με άλλα λόγια, μπορούμε κάλλιστα σε κατάλληλες περιπτώσεις να επιλέξουμε μια σχετικά μικρή δόση και να μεταβάλλουμε την εικόνα έτσι ώστε να φαίνονται καθαρά οι δομές που θέλουμε, οι οποίες χωρίς τη χρήση των WW και WL δεν θα ήταν ορατές. Προφανώς, κάθε περιοχή του ανθρώπινου σώματος για να γίνει ορατή με βάση τα WW και WL απαιτεί αντίστοιχη ρύθμιση, λαμβάνοντας υπόψη τη διαφορά μεταξύ των ιστών. Η εργασία μας σχετίζεται άμεσα με τον καθορισμό αυτών των δύο εννοιών στο σημείο μελέτης του πάχους τομής, καθώς για να μελετήσουμε το συγκεκριμένο μέγεθος μεταβάλουμε και το WW και το WL. γ) Matrix Η μήτρα (matrix) της εικόνας είναι το ενδεικτικό μέγεθος για το χαρακτηρισμό της ανάλυσής της. Με άλλα λόγια ως μήτρα εικόνας εννοούμε τον αριθμό των pixels από τον οποίο αποτελείται. Όσο πιο εξελιγμένο είναι το σύστημά μας, τόσο μεγαλύτερος θα είναι ο αριθμός των pixels της εικόνας μας και έτσι τόσο ευκρινέστερο θα είναι το τελικό αποτέλεσμα. δ) Πάχος δέσμης (beam width) Όπως έχει ήδη αναφερθεί στην υποενότητα με τους κατευθυντήρες το πάχος της δέσμης εξαρτάται από την εκάστοτε τοποθέτηση των κατεθυντήρων. 15

16 ε) kv Η χρήση της κατάλληλης τιμής μεταξύ της διαφοράς δυναμικού ανάμεσα στην άνοδο και την κάθοδο σχετίζεται άμεσα με την ποσότητα των φωτονίων που θα απορροφηθούν (διεισδυτικότητα της δέσμης). Τα σύγχρονα μοντέλα αξονικών τομογράφων δίνουν τη δυνατότητα επιλογής πολλών διαφορετικών τιμών. Όσο μειώνουμε τη διαφορά δυναμικού, τόσο περισσότερα φωτόνια θα απορροφούνται στα εξωτερικά στρώματα του σώματος του ασθενούς και έτσι η εικόνα θα εμφανίζει μεγάλο θόρυβο. Εάν λάβουμε υπόψιν μας την καμπύλη μεταβολής του συντελεστή εξασθένισης συναρτήσει της ενέργειας των ακτίνων Χ, τότε θα διαπιστώσουμε πως όταν η ενέργεια αυξηθεί κατά πολύ, τότε η τιμή του συντελεστή πέφτει. Αυτό πρακτικά σημαίνει πως εάν χρησιμοποιήσουμε πολύ μεγάλη διαφορά δυναμικού, τότε η αντίθεση της εικόνας θα πέσει. Έτσι, έχει καθιερωθεί μια τεχνική όπου για την περίπτωση μελέτης της αντίθεσης κάποιων ιστών (π.χ. όταν χρησιμοποιούμε σκιαγραφικά), χρησιμοποιούμε μικρή διαφορά δυναμικού, έτσι ώστε να αποφύγουμε τη θολή εικόνα στο τέλος (έλλειψη αντίθεσης). Αλγόριθμοι ανακατασκευής εικόνας Προκειμένου να κατασκευαστεί η τελική εικόνα, χρησιμοποιούνται από την υπολογιστική τομογραφία διάφοροι αλγόριθμοι (δηλαδή σειρές εντολών), οι οποίοι μέσω μαθηματικών τύπων μετατρέπουν το σήμα που προκύπτει από τους ανιχνευτές σε ένα σύνολο συντελεστών εξασθένησης μ (ουσιαστικά σε CT numbers). Όμως, όπως έχει προαναφερθεί, το σήμα ενός ανιχνευτή εκτός από την επεξεργασία που υφίσταται μπορεί να μεταφέρει διάφορα artifacts πάνω στην εικόνα, το κυριότερο αυτών ο θόρυβος. Γι αυτό υπάρχει μια ειδική ομάδα αλγορίθμων, οι αλγόριθμοι ανακατασκευής εικόνας (image reconstruction algorithms), οι οποίοι έχουν ως στόχο να βελτιώσουν την ποιότητα εικόνας, μειώνοντας κυρίως το θόρυβο. Οι συγκεκριμένοι αλγόριθμοι χωρίζονται σε 2 κατηγορίες: στους αλγορίθμους αναλυτικής κατασκευής και στους αλγορίθμους επαναληπτικής κατασκευής (iterative reconstruction images). H διαφορά ανάμεσα στην αναλυτική ανακατασκευή και στην επαναληπτική ανακατασκευή είναι απλή. Η αναλυτική κατασκευή βασίζεται σε μαθηματικούς τύπους και μοντέλα. Όπως θα αναλυθεί και παρακάτω, η FBP, το χαρακτηριστικότερο παράδειγμα αναλυτικής κατασκευής χρησιμοποιεί ολοκληρωτικό λογισμό προκειμένου να υπολογίσει την τιμή του συντελεστή εξασθένισης μ. Αντίθετα, στην επαναληπτική κατασκευή η διόρθωση εικόνας βασίζεται σε στατιστική που προκύπτει από ένα εύρος τιμών από ημιτονογράμματα. 16

17 Περαιτέρω λεπτομέρειες για την επαναληπτική κατασκευή θα δοθούν στην ανάλυση του ASiR. Έχει καθιερωθεί κάθε εταιρεία που κατασκευάζει αξονικούς τομογράφους να ενσωματώνει σε αυτούς έναν αλγόριθμο ανακατασκευής εικόνας, χαρακτηριστικό της εταιρείας. Επίσης, κυκλοφορούν αλγόριθμοι που ειδικεύονται σε άλλα μεγέθη που σχετίζονται με τη φωτεινότητα, για παράδειγμα το blurring ή ακόμη και η φωτεινότητα. Στη συγκεκριμένη εργασία θα ασχοληθούμε μόνο με αλγορίθμους που ειδικεύονται στο θόρυβο. Ο κύριος αλγόριθμος που μελετάμε προέρχεται από την εταιρεία της GE, ονομάζεται ASiR (iterative reconstruction)και μαζί με αυτόν μελετάμε εικόνες που δεν τον περιέχουν. Η ανακατασκευή των εικόνων αυτών σχετίζεται σε έναν αλγόριθμο ευρέως διαδεδομένο, με απλή μορφή, ο οποίος είναι η οπίσθια προβολή με φίλτρο (Filtered Back Projection, FBP). Στη συνέχεια θα εξηγήσουμε τον γενικό τρόπο λειτουργίας του FBP και ύστερα θα δώσουμε κάποια στοιχεία για τον ASiR. Filtered Back Projection (FBP) Για να κατανοήσουμε περισσότερο το συγκεκριμένο αλγόριθμο, ας παρατηρήσουμε καλύτερα το παρακάτω σχήμα: Εικόνα 8: Back Projection concept Η συγκεκριμένη ιδέα ξεκίνησε το 1917 από τον Αυστριακό μαθηματικό Johann Radon και βασίζεται σε πολύπλοκες μαθηματικές πράξεις. Η οπίσθια προβολή ως αλγόριθμος, όπως βλέπουμε και στο σχήμα, βασίζεται στο σήμα των ανιχνευτών και με βάση την τιμή αυτού αντιστοιχίζει στην εικόνα συγκεκριμένο συντελεστή του μ σε 17

18 κάθε σημείο. Από μαθηματικής άποψης, ο συγκεκριμένος αλγόριθμος αποτελεί το αντίστροφο του μετασχηματισμού Radon, σύμφωνα με τον οποίο μία συνάρτηση δύο διαστάσεων f (x,y) μπορεί να αντιστοιχισθεί με το σύνολο των προβολών μίας εικόνας στο τρισδιάστατο επίπεδο (από pixels σε voxels).όταν μέσω του αλγορίθμου αντιστοιχισθεί το σήμα των ανιχνευτών σε εύρος τιμών συντελεστών εξασθένησης μ, για περιορισμένο αριθμό γωνιών από τις οποίες έχουν ληφθεί δεδομένα, τότε προκύπτει μια θολή εικόνα η οποία αποτελεί την πρωταρχική μορφή της τελικής εικόνας και ονομάζεται ημιτονόγραμμα (sinogram). Βέβαια, για να σχηματιστεί το όργανο στην εικόνα χρειάζεται η προβολή ακτίνων από διάφορες γωνίες (οριζόντια, κάθετα, διαγώνια), πράγμα που γίνεται μέσω της κίνησης της λυχνίας. Μόλις η κάθε γωνία δόση τη δική της κατανομή των συντελεστών εξασθένισης, τότε σε κάθε σημείο της εικόνας αθροίζονται οι συντελεστές από κάθε προβολή και προκύπτει η τελική τιμή του μ για το εκάστοτε σημείο. Παρόλα αυτά, το γεγονός ότι ο συντελεστής εξασθένισης του κάθε σημείου στην τελική εικόνα είναι ο μέσος όρος των εξασθενημένων τιμών όλων των ακτίνων Χ που περνάνε από το σημείο αυτό εμφανίζει μία ασάφεια στο τελικό αποτέλεσμα. Η ασάφεια αυτή πολλές φορές εμφανίζεται ως ένα σημείο τεράστιας φωτεινότητας. Για να αντιμετωπιστεί το φαινόμενο αυτό χρησιμοποιούμε περαιτέρω φίλτρα (convolution filters) για τον αφανισμό των σημείων αυτών. Εικόνα 9: αριστερά παρατηρούμε τη μορφή ενός sinogram για κόκκαλο και δεξιά βλέπουμε αναλυτικότερα τη διαδικασία δημιουργίας της οπίσθιας προβολής. 18

19 ASiR O συγκεκριμένος αλγόριθμος αποτελεί το χαρακτηριστικότερο παράδειγμα επαναληπτικής μεθόδου ανακατασκευής (iterative reconstruction method). Η μέθοδος αυτή περιλαμβάνει τρία βασικά βήματα μέσω των οποίων γίνεται η δημιουργία των εικόνων. Τα βήματα αυτά είναι τα εξής: Αρχικά δημιουργούνται τεχνικά δεδομένα μέσω μίας εκτίμησης που κάνει το σύστημα για τον όγκο του αντικειμένου που αναπαριστάται. Τα τεχνητά αυτά δεδομένα συγκρίνονται με τα πραγματικά δεδομένα που προκύπτουν από τις μετρήσεις των ανιχνευτών. Η διαφορά μεταξύ των τεχνητών τιμών και των πραγματικών τιμών συγκρίνεται πάλι με τις πραγματικές τιμές. Αυτός ο «κύκλος» επεξεργασίας γίνεται μέχρι η επεξεργασμένη τιμή να διαφέρει κατά πολύ λίγο από την μετρούμενη τιμή. Χαρακτηριστικό παράδειγμα αυτού του «αλγορίθμου» που περιγράφηκε αποτελεί ο ASiR (Adaptive Statistical iterative Reconstruction). Μάλιστα, ο συγκεκριμένος αλγόριθμος χαρακτηρίζεται από πολλούς ως υβριδικός καθώς μπορεί με μεγάλη ευκολία να αναμειγνύεται με την FBP, κάτι που ουσιαστικά έγινε και στην εργασία μας. Το ποσοστό χρήσης του μπορεί να είναι από 0% (δηλαδή να εφαρμόζεται μόνο FBP στην εικόνα) μέχρι 100%. Ο ASiR μοντελοποιεί φωτόνια κατά τη διάρκεια της εξέτασης, είναι πολύ οικονομικός για χρήση και καταναλώνει ελάχιστο χρονικό διάστημα μέχρι την ολοκλήρωση της εικόνας. Εικόνα 10: η βασική λειτουργία της FBP (πάνω) και του ASiR (κάτω) 19

20 Εν γένει, μπορεί κανείς με βεβαιότητα να πει πως η χρήση αλγορίθμων επαναληπτικής κατασκευής εικόνας είναι πιο συμφέρουσα συγκριτικά με την αναλυτική κατασκευή για τους εξής λόγους: Για την εικόνα μέσω επαναληπτικών αλγορίθμων χρειάζονται λιγότερες προβολές, πράγμα που σημαίνει λιγότερη ακτινοβόληση στον ασθενή. Ο απαιτούμενος χρόνος για την εικόνα μέσω επαναληπτικής κατασκευής είναι εξίσου μικρός σε σχέση με την αναλυτική. Σε περίπτωση μηχανικής βλάβης ενός σημείου του αξονικού τομογράφου (π.χ. ένας ανιχνευτής) η τελική εικόνα στην περίπτωση της επαναληπτικής μεθόδου επηρεάζεται ελάχιστα. Ο θόρυβος μέσω της επαναληπτικής μεθόδου μπορεί να μειωθεί ε πολύ μεγαλύτερο βαθμό. Η επαναληπτική μέθοδος είναι πιο συμφέρουσα σε περιπτώσεις ασθενών με χαρακτηριστικά όπως παχυσαρκία (δε χρειάζεται τόση μελέτη για τον καθορισμό συγκεκριμένης τιμής τάσης και ρεύματος, μια σχετικά μικρή ακτινοβόληση αρκεί. Για την ολοκλήρωση των στατιστικών τεχνικών τιμών, που χρειάζονται σε κάθε κύκλο για τη σύγκριση, μπορούν να χρησιμοποιηθούν ειδικά ομοιώματα (όπως και στη δική μας εργασία) και έτσι να καταλήξουμε σε αποτελέσματα δίχως την ακτινοβόληση ασθενούς. Εικόνα 11:Μεταβολή της μορφής της εικόνας με την αύξηση του αριθμού των προβολών (FBP). 20

21 Επιδράσεις της ακτινοβολίας κατά τη διάρκεια της εξέτασης Η χρήση της υπολογιστικής τομογραφίας έχει ως στόχο την έγκυρη και έγκαιρη διάγνωση. Παρόλα αυτά οφείλουμε να αναφέρουμε εν γένει τα αρνητικά χαρακτηριστικά της ιοντίζουσας ακτινοβολίας στον άνθρωπο και να παραθέσουμε ορισμένα στατιστικά στοιχεία. Οι τρόποι αλληλεπίδρασης φωτονίων- ατόμων είναι συνήθως είτε το Φωτοηλεκτρικό Φαινόμενο είτε το Φαινόμενο Compton (ανάλογα με την ενέργεια των φωτονίων) είτε μια απλή σκέδαση. Σε κυτταρικό επίπεδο η ιοντίζουσα ακτινοβολία μπορεί να επιφέρει διάφορες έμμεσες ή άμεσες καταστροφές. Για παράδειγμα, μπορεί απευθείας να καταστρέψει τη διπλή έλικα του DNA του κυττάρου είτε να δημιουργήσει μια μετάλλαξη. Επειδή, όμως, η ανάλυση του συγκεκριμένου θέματος είναι παράταιρη δεν θα ασχοληθούμε περεταίρω με αυτό. Εικόνα 12: τρόποι αλληλεπίδρασης ακτίνων Χ-ατόμου. Είναι προφανές πως το ποσοστό κινδύνου που διατρέχει ένας ασθενής όταν επιδέχεται ιοντίζουσα ακτινοβολία συνδέεται άμεσα τόσο με την ένταση αλλά και με τη διάρκεια της ακτινοβολίας. Γι αυτό, κατά τη διάρκεια της εξέτασης μέσω αξονικού τομογράφου, ανάλογα την περιοχή που μελετάμε και τα χαρακτηριστικά του ασθενή, 21

22 η δόση ακτινοβολίας ποικίλει. Με την αύξηση της περιοχής ακτινοβόλησης, αυξάνεται αυτόματα η περιοχή που δέχεται την ακτινοβολούμενη δόση και έτσι ο κίνδυνος για μια πιθανή μετάλλαξη πολλαπλασιάζεται. Το ίδιο ισχύει και για το χρόνο ακτινοβόλησης. Αναφορικά με τα χαρακτηριστικά του ασθενή, σημαντικό ρόλο παίζει η ηλικία και η σωματική διάπλαση αυτού. Τα νεογνά, για παράδειγμα, λόγω της μαλακότητας των ιστών τους, είναι πολύ παραπάνω επιρρεπή σε πιθανή βλάβη μέσω ακτινοβολίας, σε σχέση με τους ενήλικές. Η σωματική διάπλαση αφορά κυρίως την ποσότητα λίπους που είναι συγκεντρωμένη γύρω από τον ιστό που θέλουμε να μελετήσουμε. Με βάση τη συγκεκριμένη παράμετρο πρέπει να προσαρμόσουμε και την ακτινοβολούμενη δόση. Παρακάτω παρατίθεται ένας πίνακας που παρουσιάζει την ακτινοβολούμενη δόση ανά εξέταση: Εικόνα 13: Αριστερά παρουσιάζεται το όργανο που ακτινοβολείται. Στη συνέχεια αντιστοιχίζεται η τυπική ενεργός δόση, το ισοδύναμο σε ακτινογραφίες και τέλος ο ισοδύναμος χρόνος ακτινοβολίας υποβάθρου. Βλέπουμε την τεράστια διαφορά ανάμεσα σε μία απεικόνιση κρανίου και κοιλίας. 22

23 Εικόνα 14: ποσοστό κινδύνου για πρόκληση καρκίνου λόγω εξέτασης CT. Κόστος μηχανημάτων - κόστος εξέτασης Υπάρχουν 4 κολοσσιαίες επιχειρήσεις παγκοσμίως, οι οποίες κατασκευάζουν το μεγαλύτερο ποσοστό των αξονικών τομογράφων σήμερα (περίπου 75%): η GE, η Siemens, η Phillips και η Toshiba. Θα πρέπει να επισημάνουμε πως για την αγορά ενός αξονικού τομογράφου θα πρέπει να ληφθούν υπόψη τόσο η εκπαίδευση χρήσης όσο και διάφορα ακόμη υλικά που υπάρχουν για την ολοκληρωμένη εξέταση. Επίσης, ένα μεγάλο ποσό χρημάτων χρησιμοποιείται και για το ετήσιο service του μηχανήματος. Οι δαπάνες για το μηχάνημα, για τη συντήρηση και για την εκπαίδευση κυμαίνονται από μέχρι ευρώ, με ακριβότερο τον 64-slice CT και φθηνότερο τον 4-slice CT. Το κόστος εξέτασης για έναν ασθενή κυμαίνεται κατά μέσο όρο στα ευρώ. 23

24 Βασικές αρχές ακτινοπροστασίας Λαμβάνοντας υπόψη το γεγονός ότι για μια συνηθισμένη εξέταση υπολογιστικής τομογραφίας σχετίζονται εκτός από τον ασθενή, ο ακτινολόγος και ο τεχνολόγος, θα πρέπει σε κάθε περίπτωση να είμαστε καλυμμένοι από οποιαδήποτε μεριά για την αποφυγή επαφής με ακτινοβολία του προσωπικού. Γι αυτό το λόγο, κάθε χώρος που διαθέτει αξονικό τομογράφο θα πρέπει να ακολουθεί τα εξής βήματα: 1) Κατηγοριοποίηση και εκπαίδευση του προσωπικού 2) Χαρακτηρισμός των περιοχών ακτινοβολίας με βάση την επικινδυνότητα 3) Έλεγχος αδειών εργασίας 4) Συνεχής έλεγχος των επιπέδων ακτινοβολίας 5) Καθορισμός περιοριστικών ορίων δόσεων 6) Ατομική δοσιμετρία του προσωπικού 7) Τήρηση αρχείων 8) Απαραίτητη θωράκιση του χώρου του χειριστηρίου από το χώρο της ακτινοβολίας 9) Μέτρα έκτακτης ανάγκης 24

25 Πειραματικό μέρος Η συγκεκριμένη εργασία ειδικεύεται πάνω στη μελέτη των εικόνων που προκύπτουν από 2 μοντέλα αξονικών τομογράφων, μετά από την επεξεργασία τους με τον αλγόριθμο ανακατασκευής εικόνας (Iterative Reconstruction) της GE, ASiR. Όπως αναφέρθηκε και παραπάνω, ο συγκεκριμένος αλγόριθμος είναι ευρέως χρησιμοποιούμενος και ειδικεύεται στην επίλυση του προβλήματος του θορύβου (noise) στις εικόνες, ο οποίος αποτελεί το κυριότερο πρόβλημα για την έγκυρη διάγνωση μέσω των εικόνων. Για την διεκπεραίωση της ολοκληρωμένης έρευνας, εκτός από το θόρυβο, μελετήθηκαν και άλλα μεγέθη, τα οποία με τη σειρά τους αποτελούν δείκτη της ποιότητας εικόνας. Κάθε μέγεθος από αυτά μελετήθηκε σε συγκεκριμένη εικόνα που λήφθηκε από τους αξονικούς τομογράφους. Η εξήγησή του κάθε μεγέθους παρατίθεται στο συγκεκριμένο μέρος της εργασίας, μετά από την περιγραφή των στοιχείων που χρησιμοποιήθηκαν για το πείραμα. Το πειραματικό μέρος της εργασίας περιλαμβάνει τέσσερα κύρια μέρη: Αρχικά (μέρος 1 ο ) περιγράφεται λεπτομερώς η πειραματική διαδικασία και πειραματική διάταξη. Στη συνέχεια (μέρος 2 ο ) εξηγούνται τα μεγέθη που πρόκειται να μελετηθούν ώστε να καταλήξουμε σε συμπεράσματα περί της επίδρασης του ASiR στην ποιότητα εικόνας. Το 3 ο μέρος περιλαμβάνει τα πειραματικά μας αποτελέσματα (διαγράμματα) και τέλος, το 4 ο μέρος αποτελεί τα συμπεράσματα που καταλήξαμε μετά την ολοκλήρωση του πειράματος. ΜΕΡΟΣ 1 Ο Πειραματική διαδικασία Το αρχικό μέρος του πειράματος περιλάμβανε τη σωστή τοποθέτηση του phantom στον αξονικό τομογράφο. Μετά από διάφορες δοκιμές βρέθηκε η κεντρικότερη θέση που χρησιμοποιήθηκε για τη λήψη των εικόνων. Χρησιμοποιήθηκαν 2 διαφορετικοί τομογράφοι, των οποίων τα χαρακτηριστικά αναφέρονται παρακάτω. Η λήψη του πρώτου σετ εικόνων έγινε τον Ιούλιο του 2014 και η δεύτερη τον Μάιο του Για την επεξεργασία των εικόνων λήφθηκαν ποικίλες ROI( Region Of Interest), έτσι ώστε να καταλήξουμε σε εγκυρότερα συμπεράσματα. Οι εικόνες μελετήθηκαν πολλές φορές και το μεγαλύτερο ποσοστό των μετρήσεων επαναλήφθηκαν 2 φορές ώστε να αποφευχθούν σφάλματα λόγω μετρήσεων. Επειδή ο αξονικός τομογράφος περιείχε ήδη τον αλγόριθμο ανακατασκευής εικόνας ASiR (εκ κατασκευής) χρησιμοποιήσαμε μόνο αυτόν για τη διεξαγωγή του 25

26 πειράματός μας. Οι εικόνες που λάβαμε από τον δεύτερο αξονικό τομογράφο που χρησιμοποιήσαμε παρατίθενται σε συνδυασμό με τον πρώτο για την παρατήρηση των διαφορών των εικόνων μεταξύ των δύο μοντέλων. Όπως θα δειχθεί και μέσω διαγραμμάτων, υπήρχε κάποια διαφορά παρόλο που τα όρια της δόσης ήταν παρόμοια, η οποία όμως ήταν αναμενόμενη λόγω της διαφοράς των μοντέλων. Το πρόγραμμα επεξεργασίας των εικόνων που χρησιμοποιήσαμε είναι το RadiAnt Dicom Viewer. Πειραματική διάταξη Δύο τύποι αξονικών τομογράφων O πρώτος αξονικός τομογράφος που χρησιμοποιήσαμε, στις εικόνες του οποίου εφαρμόσθηκε ο αλγόριθμος ASiR, είναι ο Optima CT 660, της GE. Το συγκεκριμένο μοντέλο αξονικού τομογράφου κυκλοφόρησε το Μάρτιο του Τα εξελιγμένα χαρακτηριστικά του παρατίθενται παρακάτω: Optima Ct 660 (GE) 40 mm detector 0,35 second rotation speed ASiR technology added ma capability of up to 600 ma 64 reconstructed slices per axial rotation 72 kw generator Εικόνα 15: Optima Ct 660 (GE) 26

27 Ο δεύτερος αξονικός τομογράφος που χρησιμοποιήσαμε ανήκει στην εταιρεία Siemens και είναι το μοντέλο SOMATOM Emotion 16. Περιέχει και εκείνο έναν αλγόριθμο της εταιρείας, τον CareDose 4D, αλλά αυτός δεν δίνει τη δυνατότητα μεταβολής του ποσοστού του, όπως ο ASiR. Παρακάτω παρατίθενται τα χαρακτηριστικά του: Model Siemens SOMATOM Emotion 16 Detector Ultra Fast Ceramic (UFC) Tube DURA 422 MV High performance CT X- ray tube Number of Slices 16 Minimum installation space for the 11.7 m 2 complete system Weight 1,690 kgr Installation Less than 2 days Reconstruction algorithm CareDose 4D Εικόνα 16: Siemens SOMATOM Emotion 16 Στοιχεία του Phantom που χρησιμοποιήθηκε Προκειμένου να μελετήσουμε την απεικόνιση των ιστών του ανθρώπινου σώματος, χρησιμοποιήσαμε ένα προσομοιωτή ( phantom), το Performance Phantom, το οποίο είναι ένας κύλινδρος (εικόνα 2), ο οποίος αποτελείται από πολλαπλά μέρη, καθένα από τα οποία χρησιμοποιείται για τη μελέτη διαφορετικού μεγέθους. Τα κύρια μέρη 27

28 του κυλίνδρου είναι τέσσερα. Τα 3 από αυτά μας απασχολούν για την εργασία και πρόκειται να αναλυθούν παρακάτω. Εικόνα 17: δομή του phantom που χρησιμοποιήθηκε. Στη συγκεκριμένη εικόνα εμφανίζεται αποσυναρμολογημένο. Τα επιμέρους κομμάτια του φαίνονται διασκορπισμένα. Το Α μέρος περιλαμβάνει μικρούς κυλίνδρους οι οποίοι αποτελούνται από διαφορετικό υλικό και προσομοιώνουν διαφορετικά είδη ιστών του ανθρώπινου σώματος. Οι εικόνες που προκύπτουν από το Α μέρος σχετίζονται με τη μελέτη των CNR και SNR (θα εξηγηθούν παρακάτω). Τα 3 διαφορετικά υλικά που περιλαμβάνονται στο Α μέρος είναι α) ακρυλικό, β) τεφλόν και γ) πλαστικό (πολυαιθυλένιο). Το Β μέρος περιλαμβάνει 4 μικρούς και έναν μεγάλο κεντρικό κύλινδρο από ανοξείδωτο ατσάλι. Μέσα στον μεγάλο κύλινδρο υπάρχουν σειρές από αμυχές αέρα, οι οποίες χρησιμοποιούνται για τη μελέτη του HCR. Το Γ μέρος περιλαμβάνει 3 κυλίνδρους από ακρυλικό, οι οποίοι έχουν εκ κατασκευής διαφορετική αντίθεση (nominal contrast), η οποία ποικίλει ανάμεσα στους 3 σε 1% (10 HU), 2% (20 ΗU) και 0,5% (5 HU). Κάθε κύλινδρος περιλαμβάνει εσωτερικά ένα κομμάτι νερού. Το Γ μέρος χρησιμοποιείται για τη μελέτη των CNR και LCR. 28

29 Εικόνα 18: Τα μέρη του κυλίνδρου που χρησιμοποιούμε. Από αριστερά προς τα δεξιά: Α μέρος, Β μέρος, Γ μέρος Οι εικόνες στις οποίες βασιστήκαμε για τα διαγράμματά μας είναι συνολικά 42. Οι 34 προκύπτουν από τον τομογράφο Optima CT 660 και 8 από τον τομογράφο Siemens SOMATOM Emotion 16. Συγκεκριμένα, ο αλγόριθμος ASiR που περιλαμβάνεται στον πρώτο τομογράφο συναντάται σε 3 συγκεντρώσεις : 0% (FBP), 40% και 60%. Έτσι, κάθε τομή που έχει ληφθεί από τον πρώτο αξονικό αποτελείται από 3 σειρές, μία για κάθε ποσοστό του ASiR. Ακτινοβολούμενη δόση Οι τιμές της δόσεις ακτινοβολίας και του ρεύματος (tube current, mas) παρατίθενται παρακάτω για τον κάθε τύπο αξονικού τομογράφου που χρησιμοποιήθηκε. Τόσο η τάση (kv), όσο και η ποσότητα mas αναλύονται στη θεωρητική εισαγωγή. Dose Report: Care Dose 4D (Siemens)(16-slice CT) Patient Tube Potential Dose(mGy) Tube Currenttime DLP( mgy- Position (kv) product cm)* (mas)* Brain , ,9 Brain , ,7 Brain , ,30 Brain , ,38 Brain , ,85 Brain , ,7 Brain , ,5 Brain , ,8 29

30 Dose Report: Optima CT 660 (GE) (64-slice CT) Patient Position Tube Potential Dose (mgy) DLP(mGy-cm)* (kv) Brain ,44 242,01 Brain ,64 278,95 Brain ,29 323,26 Brain ,89 383,71 Brain ,14 454,88 Brain ,01 553,23 Brain ,71 682,34 Brain ,63 865,34 Brain , ,29 Για την ολοκληρωμένη αναφορά των μεγεθών που σχετίζονται με την ακτινοβολούμενη δόση, οφείλουμε να αναλύσουμε την έννοια του CT Dose Index (CTDI). To CTDI αποτελεί τη μονάδα μέτρησης της ιοντίζουσας ακτινοβολίας που δέχεται ο ασθενής ανά φέτα (slice). Αναπαριστά την ολοκληρωμένη (integrated) δόση στον z άξονα ανά μία περιστροφή της λυχνίας ακτίνων Χ. Συχνά για να αναφερθούμε σε ένα καθορισμένο μήκος που ακτινοβολείται, χρησιμοποιούμε τη μονάδα CTDI100, η οποία αναπαριστά 100 mm ακτινοβόλησης. Παρόλα αυτά, όπως θα δούμε παρακάτω, στην ελικοειδή ακτινοβόληση δε χρειάζεται να χρησιμοποιούμε το CTDI100. Το CTDIvol μπορεί να υπολογιστεί ως εξής: CTDI vol = N T CTDI I w Όπου CTDIw :η μέση τιμή του CTDI κατά μήκος του FOV, Ν: ο αριθμός των ταυτόχρονων αξονικών σαρώσεων (axial scans) ανά περιστροφή της λυχνίας ακτίνων Χ Τ: το πάχος τομής Ι: η μετακίνηση του τραπεζιού ανά σάρωση (σε mm) Στην ελικοειδή σάρωση, το κλάσμα μετασχηματίζεται σε: Ι Ν Τ ισούται με το pitch, οπότε ο τύπος CTDI vol = 1 pitch CTDI w. *H ποσότητα DLP είναι ενδεικτική της συνολικής δόσης που δέχεται ο ασθενής (στην προκειμένη περίπτωση ο κύλινδρος). Σχετίζεται με το CTDI μέσω της σχέσης: 30

31 DLP=CTDIvol (mgy) μήκος ακτινοβολούμενης περιοχής (mm) Παρατηρούμε πως παρόλο που το CTDI δε σχετίζεται με το μήκος που ακτινοβολείται, η ολική ενέργεια που απορροφάται (DLP) έχει άμεση σχέση με αυτό. ΜΕΡΟΣ 2 Ο Ανάλυση μεγεθών Θόρυβος Το κυριότερο μέγεθος που θα μας απασχολήσει στη συγκεκριμένη εργασία είναι ο θόρυβος και οι τρόποι μείωσής του με ταυτόχρονη διατήρηση της καλής ποιότητας της εικόνας. Όπως αναλύθηκε σε προηγούμενο σημείο, υπάρχουν διάφοροι τύποι αλγορίθμων ανακατασκευής εικόνας, οι οποίοι επικεντρώνονται σε διαφορετικό «μέγεθος» μελέτης πάνω στην εικόνα. Μία από τις κατηγορίες αλγορίθμων έχει ως βάση της τη μείωση του θορύβου στην διαγνωστική εικόνα. Ο ASiR ανήκει στη συγκεκριμένη κατηγορία. Έτσι, παρακάτω παραθέτονται τα απαραίτητα στοιχεία που θα πρέπει να γνωρίζουμε για την έννοια του θορύβου. Πολλές φορές παρατηρώντας μία διαγνωστική εικόνα διακρίνουμε πολλά σημεία (κόκκοι) τα οποία επηρεάζουν αρνητικά τη διάκριση και μελέτη των οργάνων και ιστών που θέλουμε να απεικονίσουμε. Η ύπαρξη των συγκεκριμένων σημείων αποτελεί το θόρυβο της εικόνας. Όπως καταλαβαίνει κανείς, η ύπαρξη θορύβου αποτελεί ένα σημαντικότατο μειονέκτημα στη διαδικασία της διάγνωσης. Ο θόρυβος εξαρτάται από πολλές παραμέτρους. Μερικές από αυτές είναι το πάχος τομής, η δόση καθώς και τελικώς η ικανότητα όρασης του ακτινολόγου. Είναι αυτονόητο πως εάν χρησιμοποιηθεί μεγαλύτερη δόση ακτινοβόλησης, δηλαδή εάν παραχθεί μεγαλύτερος αριθμός φωτονίων στη δέσμη τότε οι ανιχνευτές θα λάβουν πολύ μεγαλύτερη ακτινοβολία, δηλαδή πολύ πιο ενισχυμένο σήμα. Αντιθέτως, εάν το σήμα που ληφθεί από τους ανιχνευτές είναι ασθενές (για παράδειγμα όταν το πάχος της τομής είναι πολύ μικρό), τότε θα εμφανιστεί πολύς περισσότερος θόρυβος στην εικόνα. Βέβαια, ως γνωστόν, το προτιμότερο είναι η δόση ακτινοβόλησης να παίρνει τη μικρότερη δυνατή τιμή. Σε αυτό το σημείο εισάγεται και ο όρος του αλγορίθμου, ο οποίος εξασφαλίζει τη μείωση του θορύβου σε εικόνες με φυσιολογική ένταση ακτινοβολίας. Για τη μελέτη της μεταβολής του όγκου με την εφαρμογή του ASiR, θα μετρήσουμε την σταθερή απόκλιση (Standard Deviation, SD), η οποία είναι ανάλογη της ρίζας του θορύβου. Παρόλα αυτά, υπάρχουν και πολλά άλλα μεγέθη που μελετούν το θόρυβο, 31

32 όπως το Signal to Noise Ratio (SNR) και το Contrast to-noise Ratio (CNR).Εμείς θα επικεντρωθούμε στο δεύτερο. Contrast to-noise Ratio (CNR) H συγκεκριμένη ποσότητα παίζει καθοριστικό ρόλο για το χαρακτηρισμό της ποιότητας εικόνας ενός αξονικού τομογράφου. Ο γενικός τύπος που δίνει το CNR είναι ο : CNR = μ 0 μ Β σ Β, όπου μ: ο συντελεστής εξασθένησης του υλικού (Β: υλικό, 0 : υπόστρωμα) και σ: το Standard Deviation του υποστρώματος. Η μονάδα μέτρησης που χρησιμοποιούμε για την εκτίμηση του συντελεστή εξασθένισης είναι το CT number.έτσι ο τύπος μετασχηματίζεται σε: CNR = CT 0 CT Β SD Β Όπως βλέπουμε, ο τρόπος αύξησης του CNR έγκειται στη μείωση του SD του υλικού που μελετάμε. Αυτό πρακτικά σημαίνει πως πρέπει να μειωθεί ο θόρυβος που εμφανίζεται στην εικόνα. Για να επιτευχθεί αυτό πρέπει να αυξηθεί η απορροφούμενη δόση, πράγμα που όπως προαναφέρθηκε αποφεύγεται εν γένει. Έτσι, καταλαβαίνουμε και σε αυτό το σημείο τη σημασία της εφαρμογής αλγορίθμων ανακατασκευής εικόνας. Διακριτική ικανότητα χαμηλής αντίθεσης-low Contrast Resolution (LCR) Το συγκεκριμένο μέγεθος σχετίζεται άμεσα με την ικανότητα διάκρισης μικρών αντικειμένων με πολύ μικρή διαφορά στην πυκνότητά τους (άρα και στο συντελεστή εξασθένισής τους) σε μία εικόνα CT.Το κύριο μέγεθος που εμπλέκεται στην προκειμένη περίπτωση είναι η αντίθεση, η οποία εξ ορισμού είναι το μέγεθος που καθορίζει κατά πόσο είναι ικανό ή όχι να ξεχωρίσει δομές διαφορετικού μ. Πολλές φορές (π.χ. για τη μελέτη αγγείων στο συκώτι) χρειάζεται να μελετήσουμε ιστούς που έχουν πολύ μικρή διαφορά στο συντελεστή εξασθένισης, πολύ μικρό μέγεθος και έτσι καθίστανται δύσκολα διακριτά. Για τη μελέτη της ικανότητας ανίχνευσής τους χρησιμοποιούμε κατασκευές που να περιλαμβάνουν υλικά με παρόμοιο συντελεστή εξασθένισης με αυτόν του υποστρώματος. Φυσικά, όπως και στα παραπάνω μεγέθη, ο θόρυβος παίζει τεράστιο ρόλο για τον εντοπισμό τους. Η κύρια ποσότητα που αντιτίθεται στην καλή ποιότητα του LCR είναι ο θόρυβος. Αυξημένος θόρυβος 32

33 σημαίνει αυτόματα μειωμένη ικανότητα διάκρισης. Έτσι, η αύξηση του LCR έγκειται στους τρόπους μείωσης του θορύβου, οι οποίου αναφέρθηκαν παραπάνω. Χωρική διακριτική ικανότητα -High Contrast Resolution (HCR) Η χωρική διακριτική ικανότητα ως έννοια αφορά τη δυνατότητα απεικόνισης δύο πολύ μικρών δομών, οι οποίες βρίσκονται πολύ κοντά η μία στην άλλη και μπορούν να γίνουν διακριτές ξεχωριστά η μία από την άλλη. Το όριο διακριτικής ικανότητας είναι η ελάχιστη απόσταση που πρέπει να έχουν αυτές οι δύο δομές έτσι ώστε να είναι διακριτές ξεχωριστά. Η χωρική διακριτική ικανότητα ενός συστήματος εξαρτάται άμεσα από το πάχος τομής της δέσμης. Όσο το πάχος τομής μειώνεται, εκείνη αυξάνεται. Καταλαβαίνουμε επίσης πως εάν αυξήσουμε την ακτινοβολούμενη δόση, τότε εκείνη πάλι θα αυξηθεί. Στην προκειμένη περίπτωση μελετάται η διακριτική ικανότητα αντικειμένων που έχουν πολύ μικρό μέγεθος και επιπρόσθετα έχουν πολύ μεγάλη διαφορά στο CT number σε σχέση με το backround (High Contrast). Έτσι, συνήθως χρησιμοποιούμε μοντέλα (phantoms), τα οποία περιλαμβάνουν διάφορες οπές (σφαιρικές) αέρα, οι οποίες είναι η μία δίπλα στην άλλη. Σταδιακά το μέγεθός τους μικραίνει. Έτσι μια εικόνα μπορεί να χαρακτηρισθεί καλής ποιότητας εάν ακόμη και οι πολύ μικρές οπές ξεχωρίζουν η μία από την άλλη και είναι εύκολο να μετρηθεί ο συνολικός αριθμός τους. Πάχος τομής-slice thickness Όπως έχει ήδη διατυπωθεί, το πάχος τομής σχετίζεται άμεσα με την εμφάνιση θορύβου, καθώς αυτό καθορίζει το σήμα που θα ληφθεί από τους ανιχνευτές. Το πάχος τομής αποτελεί την Τρίτη διάσταση του voxel, δηλαδή το ύψος του. Γι αυτό, άλλωστε, το voxel στην πραγματικότητα δεν είναι ποτέ απόλυτα κυβικό, καθώς το πάχος τομής ποικίλει. Επίσης, το πάχος τομής εξαρτάται άμεσα από τα διαφράγματα, τα οποία ουσιαστικά το καθορίζουν. Η σωστή επιλογή του πάχους τομής έγκειται στην επιθυμητή μελέτη του εκάστοτε ιστού/οργάνου και του μεγέθους του. ΜΕΡΟΣ 3 Ο Αποτελέσματα εικόνων Προτού παραταθούν τα αποτελέσματα της κάθε φέτας που μελετήθηκε, αξίζει να αναφερθεί ότι η ROI( Region Of Interest) ποικίλει για κάθε διαφορετικό μέγεθος που μετράται. Επειδή ο αριθμός των εικόνων που μετρήθηκαν ήταν πολύ μεγάλος, κάθε ROI σε κάθε εικόνα ελεγχόταν έτσι ώστε να είναι σχεδόν όμοια σε μέγεθος (pixels) με την αντίστοιχη στην προηγούμενη όμοια εικόνα. Η μεγαλύτερη καταγεγραμμένη διαφορά σε pixels μεταξύ δύο κύκλων που αφορούσαν την ίδια εικόνα ήταν

34 SD Χριστίνα Κουτσιάκη 2015 pixels, ποσότητα μηδαμινή ώστε να μπορεί να θεωρηθεί ότι αποτελεί σφάλμα κατά τη διάρκεια της μέτρησης. Επίσης, για λόγους επεξήγησης, στα διαγράμματα μία καμπύλη αντιστοιχεί στον Α.Τ.2, ο οποίος είναι ο αξονικός τομογράφος της Siemens. Οι υπόλοιπες 3 καμπύλες αντιστοιχούν στον τομογράφο της GE. Slice 28-Noise H συγκεκριμένη εικόνα περιλαμβάνει μόνο την απεικόνιση νερού, έτσι χρησιμοποιείται για την εκτίμηση του θορύβου. Με τη βοήθεια του προγράμματος επιλέξαμε 9 κύκλους και σε αυτούς μετρήσαμε το SD τους. Η επιλογή 9 περιοχών έγινε επειδή μπορεί να σημειωθούν κάποιες διαφορές στις τιμές του θορύβου από το κέντρο προς τα άκρα. Οι 8 από τους 9 κύκλους είχαν ROI 1150 pixels, ενώ ο ένατος περιέκλειε περίπου όλη την εικόνα (90%). Το διάγραμμα απεικονίζει τη μεταβολή του SD 90%. Εικόνα 19: Μελέτη του θορύβου. Παρατηρούμε τους μικρούς κύκλους στο κέντρο και στις άκρες και το μεγαλύτερο που περιλαμβάνει όλη την εικόνα. Διάγραμμα 1: SD water- Dose Dose (mgy) FBR 40% 60% A.T.2 34

35 Contrast Scale Χριστίνα Κουτσιάκη 2015 Slices 18,23-Contrast Scale (CS) Για τη συγκεκριμένη μέτρηση χρησιμοποιήθηκαν 2 τομές (slices). Και οι 2 τομές αφορούν τη μέτρηση του CT και SD στο νερό και στο ακρυλικό. Οι μαύρες κουκίδες που φαίνονται στους 4 γύρω κύκλους είναι ανοξείδωτο ατσάλι. Για τη μέτρηση της CS χρησιμοποιήθηκε ο τύπος: CS = CT acrylic CT water Εικόνες 20 και 21: Μελέτη του Contrast Scale. Η αριστερή εικόνα αντιστοιχεί στη φέτα 18 και η δεξιά στη φέτα 23. Έντονη είναι η διαφορά θορύβου ανάμεσα στις 2 εικόνες. Διάγραμμα 2- Slice 23:Contrast Scale Dose (mgy) FBR 40% 60% A.T.2 35

36 Contrast Scale Χριστίνα Κουτσιάκη 2015 Διάγραμμα 3- Slice 18:Contrast Scale Dose (mgy) FBR 40% 60% A.T.2 Slice 21- CNR, LCR Στη συγκεκριμένη τομή περιλαμβάνονται 3 περιοχές ακρυλικού με διαφορετική αντίθεση (contrast), δηλαδή με διαφορετικό δείκτη εξασθένησης μ. Πιο συγκεκριμένα, περιέχεται contrast 2%,1% και 0,5% (από δεξιά προς τα αριστερά).επεξηγηματικά, η έκφραση contrast 1% σημαίνει πως η συγκεκριμένη περιοχή διαφέρει από το backround κατά 10 HU (Hounsfield Units). Με βάση τα παραπάνω, μελετήσαμε το CNR, το SDwater και το SD του υλικού με την αντίθεση. Για την εγκυρότητα των αποτελεσμάτων κάναμε τις ίδιες μετρήσεις 2 φορές, με διαφορετικά ROI: 400 και 150 pixels. Εικόνα 22: Slice 21. Μελέτη των CNR και LCR. Εμφανείς είναι οι 3 περιοχές με διαφορετικό συντελεστή εξασθένισης μ. 36

37 CNR CNR CNR Χριστίνα Κουτσιάκη 2015 Διαγράμματα 4, 5 και 6: Μελέτη του CNR με βάση τον καθορισμό του ROI σε 400 pixels Dose (mgy) CNR2% 400 pixels FBR 40% 60% A.T CNR1% 400 pixels Dose (mgy) FBR 40% 60% A.T Dose (mgy) CNR0,5% 400 pixels FBR 40% 60% A.T.2 37

38 SDm SDm SD Χριστίνα Κουτσιάκη 2015 Διαγράμματα 7,8 και 9: μελέτη του θορύβου (SD) του ακρυλικού στις 3 περιοχές με διαφορετικό μ. ROI: 400 pixels SDm2% 400 pixels Dose (mgy) FBR 40% 60% A.T Dose (mgy) SDm1% 400pixels FBR 40% 60% A.T Dose (mgy) SDm 0,5% 400 pixels FBR 40% 60% A.T.2 38

39 CNR CNR CNR Χριστίνα Κουτσιάκη 2015 Διαγράμματα 11,12 και 13: Μελέτη του CNR του ακρυλικού για ROI 150 pixels Dose (mgy) CNR1% 150 pixels 40% 60% FBR A.T Dose CNR2% 150 pixels 40% 60% FBR A.T CNR0,5% 150 pixels 40% 60% FBR A.T Dose 39

40 SD water SD water SD water Χριστίνα Κουτσιάκη 2015 Διαγράμματα 14, 15 και 16: Μελέτη του θορύβου (SD) του νερού για ROI:400 pixels Dose SD water 2% 400 pixels 40% 60% FBR A.T Dose SD water 0,5% 400 pixels FBR 40% 60% A.T SD water 1% 400 pixels Dose FBR 40% 60% A.T.2 40

41 Number of Holes Χριστίνα Κουτσιάκη 2015 Slice 13-HCR Η συγκεκριμένη τομή περιλαμβάνει μικρές σφαίρες με αέρα, οι οποίες είναι κολλημένες η μία δίπλα στην άλλη. Όπως βλέπουμε, οι μικρές σφαίρες ολοένα και μικραίνουν, μέχρις ότου γίνονται μετά βίας διακριτές ξεχωριστά η μία από την άλλη. Η εργασία μας πάνω σε αυτή την τομή είναι η μέτρηση των σφαιρών και η καταγραφή του βαθμού διάκρισής τους. Εικόνα 23: Slice 13- μελέτη του HCR. Στο κέντρο της εικόνας παρατηρούνται ελαφρά οι διάφορες σφαίρες. Διάγραμμα 17: Μελέτη του HCR συναρτήσει της δόσης High Contrast Resolution Dose (mgy) FBR 40% 60% Οφείλουμε να σημειώσουμε πως στο παραπάνω διάγραμμα δεν περιλαμβάνεται η καμπύλη του Α.Τ.2 καθώς αυτή συμπίπτει ακριβώς με την καμπύλη του FBP και έτσι δεν είναι ορατή. 41

42 CNR Χριστίνα Κουτσιάκη 2015 Slice 6-Linear H συγκεκριμένη τομή περιλαμβάνει τη μελέτη του CNR για 3 διαφορετικά υλικά: τεφλόν, ακρυλικό και πλαστικό. Η συγκεκριμένη μελέτη είναι από τις πιο σημαντικές καθώς αυτά τα 3 υλικά προσομοιώνουν διαφορετικά είδη ιστών (όπως φαίνεται και σε παραπάνω πίνακα). Το τεφλόν παρουσιάζει τιμή CT γύρω στα 900 ΗU, το πλαστικό γύρω στα -70 HU και το ακρυλικό γύρω στα 130 HU.Στη συγκεκριμένη φέτα υπολογίσαμε το CNR που εμφανίζει κάθε υλικό και συγκρίναμε τα 2 αποτελέσματα στους 2 αξονικούς τομογράφους. Εικόνα 24: Slice 6- μελέτη της μεταβολής του CNR στα 3 διαφορετικά υλικά: πλαστικό, τεφλόν και ακρυλικό. Διαγράμματα 18, 19 και 20: Μελέτη του CNR για τα 3 διαφορετικά υλικά CNR for plastic FBR 40% 60% A.T Dose (mgy) 42

43 CNR CNR CNR Χριστίνα Κουτσιάκη CNR for teflon Dose FBR 40% 60% A.T CNR for acrylic Dose (mgy) FBR 40% 60% A.T.2 Διάγραμμα 21: μεταβολή του CNR για τα 3 διαφορετικά υλικά στον αξονικό τομογράφο της Siemens: Dose teflon acrylic plastic Slice 6- thickness (πάχος τομής) Η συγκεκριμένη φέτα περιλαμβάνει 2 πλάκες από αλουμίνιο, οι οποίες είναι υπερυψωμένες κατά 53,13 σε σχέση με το κύριο επίπεδο της τομής. Μελετώντας το εύρος τους, δηλαδή το μήκος τους στον οριζόντιο άξονα, μπορούμε να προσδιορίσουμε το πάχος της τομής. Για να το κάνουμε αυτό, μεταβάλλουμε κατάλληλα το WW και WL. 43

44 Thickness Χριστίνα Κουτσιάκη 2015 Εικόνα 25: Μελέτη του πάχους τομής των πλακών. Διάγραμμα 22: μελέτη του πάχους τομής συναρτήσει της δόσης: Dose FBR 40% 60% ΜΕΡΟΣ 4 ο Συμπεράσματα Θόρυβος (slice 21) Ας ξεκινήσουμε με τη μελέτη του θορύβου στη φέτα 21. Αναφορικά με τον πρώτο αξονικό τομογράφο (GE) παρατηρούμε πως τα αποτελέσματα είναι ακριβώς τα 44