MASARYKOVA UNIVERZITA LÉKAŘSKÁ FAKULTA
ZOBRAZOVACÍ TECHNIKY V RADIOTERAPII Bakalářská práce v oboru radiologický asistent
Vedoucí bakalářské práce:
Autor:
MUDr. Hana Doleželová, Ph.D.
Magdalena Kolarzová
Brno, březen 2013
Prohlášení Prohlašuji, že jsem bakalářskou práci na téma „Zobrazovací techniky v radioterapii“ vypracovala samostatně pod vedením MUDr. Hany Doleželové, Ph.D., a uvedla v seznamu literatury všechny použité literární a odborné zdroje. Souhlasím s tím, aby moje práce byla použita ke studijním účelům Lékařské fakulty Masarykovy univerzity v Brně.
V Brně dne…………….
…….………………. Magdalena Kolarzová
Poděkování Děkuji MUDr. Haně Doleželové, Ph.D., za odborné vedení mé bakalářské práce, vstřícný přístup, poskytnutí cenných rad a připomínek, a především za trpělivost. Dále děkuji pracovníkům Kliniky radiační onkologie Masarykova onkologického ústavu v Brně za pomoc při sběru dat k praktické části této práce.
Anotace Bakalářská práce na téma „Zobrazovací techniky v radioterapii“ se zabývá využitím nejnovějších diagnostických trendů při plánovacím procesu radioterapie. Volba správné diagnostické metody při zobrazování cílového objemu významně zvýší přesnost a účinnost léčby zářením, neboť budou daleko lépe upřesněny cílové objemy a kritické orgány. Práce je rozdělena do dvou základních částí. Teoretická popisuje jednotlivé diagnostické metody a proces plánování radioterapie, praktická část je věnována porovnání výsledného plánovacího cílového objemu vyznačeného pomocí různých diagnostických metod.
Klíčová slova: Výpočetní tomografie, magnetická rezonance, pozitronová emisní tomografie, fúze obrazu, radioterapie, cílový objem, rizikové orgány
Anotation Subject of bachelor thesis “ Imaging Methods in Radioteraphy“ is to deal with application of the most recent diagnostic trends during the planning process of radioteraphy. Choice of the right diagnostic method when displaying the target volume significantly increases accuracy and efficiency of radiotherapy as target volumes and critical organs are specified with much more accuracy. The thesis is divided into two basic parts. The theoretical part describes particular diagnostic methods and the process of planning radiotherapy, the practical part deals with the comparison of final planning target volume which is marked by means of various diagnostic methods .
Key words: Computed tomography, magnetic resonance imaging, positron emission tomography, image fusion, radioteraphy, target volume, organs at risk
Obsah
Úvod.................................................................................................................................. 7 1
TEORETICKÁ ČÁST ................................................................................................ 8 1.1 Zobrazovací metody ................................................................................................. 8 1.1.1
Výpočetní tomografie (computed tomography, CT) ....................................... 8
1.1.1.1 Princip ..................................................................................................... 9 1.1.1.2 Rekonstrukce obrazu .............................................................................. 10 1.1.1.3 Postup při CT vyšetření .......................................................................... 11 1.1.1.4 Artefakty ................................................................................................ 12 1.1.1.5 Výhody v zobrazování............................................................................ 13 1.1.1.6 Nevýhody v zobrazování ........................................................................ 13 1.1.2
Magnetická rezonance (magnetic resonance imaging, MR, MRI)................. 13
1.1.2.1 Princip ................................................................................................... 14 1.1.2.2 Vyšetřovací sekvence ............................................................................. 15 1.1.2.3 Postup při vyšetření ................................................................................ 17 1.1.2.4 Kontrastní látky...................................................................................... 18 1.1.2.5 Artefakty v MR obraze ........................................................................... 19 1.1.2.6 Výhody vyšetření ................................................................................... 19 1.1.2.7 Nevýhody vyšetření ............................................................................... 19 1.1.3
Pozitronová emisní tomografie (positron emission tomography, PET) ......... 20
1.1.3.1 Princip zobrazení.................................................................................... 20 1.1.3.2 Používané zářiče .................................................................................... 21 1.1.3.3 Využití PET ........................................................................................... 21 1.1.4
Fúze obrazu ................................................................................................. 22
1.1.4.1 PET/CT.................................................................................................. 22 1.1.4.2 CT/MRI ................................................................................................. 23 1.2 Radioterapie ........................................................................................................... 24 1.2.1
Plánování léčby zářením .............................................................................. 24
1.2.1.1 Fixace pacienta, lokalizace cílových objemů .......................................... 25 1.2.1.2 Plánovací vyšetření ................................................................................ 25
1.2.1.3 Stanovení cílových objemů .................................................................... 25 1.2.1.4 Vypracování ozařovacího plánu, optimalizace ........................................ 26 1.2.1.5 Simulace ................................................................................................ 27 1.2.1.6 Verifikace léčby ..................................................................................... 27 1.2.2
Rizikové orgány .......................................................................................... 28
1.2.3
Technika ozařování...................................................................................... 29
1.3 Radiační ochrana .................................................................................................... 31 2
PRAKTICKÁ ČÁST ................................................................................................ 32 2.1 Cíl, hypotézy .......................................................................................................... 32 2.2 Metodika práce....................................................................................................... 32 2.3 Vlastní výzkum ...................................................................................................... 33 2.4 Výsledky výzkumu ................................................................................................. 34 2.5 Statistické zpracování ............................................................................................. 40 2.6 Diskuze .................................................................................................................. 42
3
ZÁVĚR .................................................................................................................... 44
4
POUŽITÉ ZKRATKY .............................................................................................. 45
5
SEZNAM ZDROJŮ .................................................................................................. 47 5.1 Použitá literatura .................................................................................................... 47 5.2 Internetové zdroje................................................................................................... 48
6
SEZNAM PŘÍLOH .................................................................................................. 51 6.1 Seznam obrázků ..................................................................................................... 51 6.2 Seznam tabulek ...................................................................................................... 51 6.3 Seznam grafů ......................................................................................................... 51 6.4 Další přílohy .......................................................................................................... 52
Úvod Zobrazovací metody umožňují neinvazivní pohled do lidského těla. Podávají nám informace nejen o anatomické struktuře (rentgenové snímky, CT, MR, UZ), ale také nás informují o funkci vyšetřovaného orgánu (scintigrafie, SPECT, PET). Umožňují detekci různých patologických stavů a změn, a proto jsou nedílnou součástí v diagnostice většiny onemocnění. V onkologii nejen znázorňují solidní nádory a jejich umístění, ale také slouží k naplánování jejich léčby pomocí radioterapie. Radioterapie patří k nejefektivnější, neinvazivní metodě v léčbě tzv. solidních nádorů. Konečnému ozařování předchází důkladné plánovaní celého procesu. U plánování radioterapie se snažíme naplánovat největší dávku záření co nejpřesněji do cílového objemu a zároveň se snažíme šetřit okolní tkáně minimem dávky. Toho docílíme přesným zobrazením nádoru. [4] Správný výběr zobrazovací techniky pro znázornění nádorového ložiska vede k přesnějšímu ozáření cílového objemu a také k lepší radioprotekci okolních tkání a orgánů. Ve své práci se budu zabývat různými zobrazovacími metodami, zvláště CT, MR a PET, které se v diagnostice solidních nádorů nejčastěji používají a slouží také k naplánování celé radioterapie. Tato práce je rozdělena na dvě části: teoretickou a praktickou. V teoretické části budou popsány principy funkce jednotlivých přístrojů, jejich rozdílné využití v diagnostice, jejich výhody a nevýhody. Dále bude popsán celý proces plánování radioterapie včetně nežádoucích účinků. V praktické části budu srovnávat výsledný cílový objem naplánovaný pomocí CT a MR. Budu hodnotit celkovou dávku v ozařovaném objemu, dávku u kritických orgánů a rizikových struktur.
7
1 TEORETICKÁ ČÁST 1.1
Zobrazovací metody
Zobrazovací metody patří k lékařským vyšetřovacím postupům, umožňující znázornění potřebné oblasti bez invazivního zásahu do organismu. K nejčastěji využívaným technikám patří zobrazení pomocí ionizujícího záření, počínaje prostými skiagrafickými snímky až ke složitějším rekonstrukcím obrazu pomocí výpočetní tomografie. Kromě metod využívajících ionizující záření vyšetřujeme pomocí ultrazvuku, nebo magnetického pole (vyšetření magnetickou rezonancí). Tyto metody nám podávají informace o anatomické struktuře daného orgánu, jeho normální stavbě a o různých defektech a patologických ložiskách. Kromě anatomie orgánů můžeme získávat informace také o jejich funkčním stavu a to využitím metod nukleární medicíny, která nám pomocí lokálního hromadění radiofarmak poskytuje údaje o aktivitě a viabilitě vyšetřovaného orgánu. V onkologii obecně, se se zobrazováním setkáváme už na samém začátku, kdy přítomnost nádorového ložiska zjistíme právě jednou ze zmiňovaných metod. Konkrétně v radioterapii celý proces léčby zářením plánujeme pomocí simulátoru a CT plánování (event. s fúzí MR nebo PET obrazů), během léčby kontrolujeme ozařované pole portálním snímkováním a CT přímo na ozařovacím přístroji, po skončení léčby sledujeme změny po ozáření, případnou recidivu choroby. Nejvíce využívané metody jsou výpočetní tomografie, zobrazení pomocí magnetické rezonance a také zobrazení pozitronovou emisní tomografií.
1.1.1
VÝPOČETNÍ TOMOGRAFIE (COMPUTED TOMOGRAPHY, CT)
Objev výpočetní tomografie, je úzce spjatý s objevem „paprsků X“ Wilhelmem Conradem Röntgenem v roce 1895. Teorii snímkování jednotlivých vrstev těla a následnou rekonstrukci obrazu pomocí výpočetní techniky vytvořil Allan Mac Leod Cormack (v roce 1963). Tato vyšetřovací metoda se mohla zrodit jen díky vysoké úrovni výpočetní techniky. Se stálým vývojem techniky se CT přístroje pořád zdokonalovaly a stále zdokonalují. Dnes už tyto přístroje pracují v reálném čase, a také se oproti minulosti zvýšila rozlišovací schopnost, zmenšila tloušťka vyšetřované vrstvy a zkrátila doba expozice a vyšetřuje se i v závislosti na čase (4D CT). [10] 8
1.1.1.1
Princip
K získání tomografického řezu využívají CT přístroje koordinovaný pohyb dvou ze tří prvků. Rentgenka a systém detektorů záření rotuje kolem pacienta, resp. kolem vyšetřované oblasti. Nevytváří se tak sumační snímky, které by překrývaly jednotlivé orgány a tkáňové struktury, ale získáváme vrstvový obraz. Na tvorbě tohoto obrazu se podílí rentgenka, detekční medium a pacient. U dnes nejpoužívanějších přístrojů třetí generace, jsou detektory rozloženy na kruhové výseči rotující kolem pacienta synchronním pohybem s rentgenkou. [1] [10]
Obrázek 1: Základní princip výpočetní tomografie [11]
Jako dokumentační medium se používá snímání prošlého rentgenového záření na scintilační, plynové nebo keramické detektory. Detektor zaznamenává oslabení záření, které prošlo strukturami těla. Celý záznam se skládá z dílčích registrací záření prošlého tělem v odlišných polohách rentgenky a detektorů ve zvolené rovině. Z těchto registrací zaznamenaných jako číselný údaj se sestaví matice (číselná síť). [1] [10] Matice (matrix) je sestavena z dvourozměrných čtverečků pixelů (pixel = picture matrix element). Velikost matice nás informuje, z kolika pixelů se skládá CT obraz. Nejčastěji jsou používány matice o velikosti 512 x 512, ale i 1024 x 1024. Protože má vyšetřovaná vrstva určitou tloušťku a my tudíž nevyšetřujeme plochu, ale objem, získaný obraz se skládá z kvádrů, voxelů (voxel = volume matrix element). Jeho velikost závisí na velikosti matrix a tloušťce vrstvy. V těchto objemech je měřena denzita a tyto objemy jsou proto stavebními kameny následné rekonstrukce obrazu. [10] 9
1.1.1.2
Rekonstrukce obrazu
Denzita obrazu je definována Hounsfieldovou stupnicí (podle G. N. Hounsfielda), její jednotku označujeme HU (Hounsfield unit). Je to úsečka rozdělena na 4096 stupňů. Na této úsečce jsou definovány dva základní body -1000 HU pro denzitu vzduchu, 0 HU pro denzitu vody. 3096 HU dosahují kovy a neředěná kontrastní látka. Rozdíly v denzitě jednotlivých bodů se zobrazují pomocí stupně šedi. Hodnota denzity vyjadřuje stupeň absorpce záření v tkáni, vztaženou k absorpci záření ve vodě. Známe-li absorpční koeficienty oslabení
tkáně
a
vody,
(
)=
můžeme
−
z této
rovnice
vypočítat denzitu.
1000
µ mat – absorpční koeficient oslabení tkáně, µ vody – absorpční koeficient oslabení vody
Kvalita obrazu zde záleží na zobrazení detailu a to v rozdílu zčernání dvou sousedících míst. Kvalita CT obrazu je tím vyšší, čím nižší rozdíl denzit je schopno CT zobrazit. Následující tabulka znázorňuje různé stupně denzity pro různé tkáně a patologická ložiska. [10]
Objekt
Denzita (HU)
Objekt
Denzita (HU)
Vzduch
-1000
nádory – všeobecně
30 až 50
Tuk
-40 až -120
krev v aortě
31 až 45
Voda
0
slinivka břišní
34 až 45
Cysta
0 až 15
mízní uzliny
35 až 40
Žluč
5 až 10
slezina
45 až 55
mozkomíšní mok
3 až 14
játra
50 až 68
Nekrózy
19 až 25
kalcifikace
nad 85
Metastázy
25 až 50
kompaktní kost
1000 a více
Tabulka 1: Běžné hodnoty denzit tkání a patologických ložisek [10]
10
1.1.1.3
Postup při CT vyšetření
Správný postup během vyšetření, ale také dobrá příprava a spolupráce pacienta jsou hlavními aspekty, které určují kvalitu obrazu. Každé vyšetření začínáme zhotovením topogramu. Jedná se o přehledný snímek sloužící k základní anatomické orientaci. Na něm určíme rozsah oblasti zájmu a nastavíme orientace roviny vrstev. Základní rovinou je rovina transverzální (axiální). Je to rovina kolmá k podélné ose stolu, trupu pacienta. [10] Nastavení skenovacích parametrů provedeme před zahájením samotného zobrazování. Tyto parametry při následném zpracování nelze nijak měnit. Napětí rentgenky se pohybuje mezi 120-140 kV a ve většině indikací se nemění. Hodnoty proudu v rozmezí 50 – 750 mAs přizpůsobujeme zájmové oblasti, konstituci nemocného a také době trvání jednoho skenu. U těchto parametrů musíme také dbát na to, abychom zvolili co nejnižší dávku záření, nejen z důvodu radiační hygieny, ale také z hlediska tepelného zatížení rentgenky. Dalším ze skenovacích parametrů je doba trvání jednoho skenu. Tu nastavujeme nejčastěji mezi 1 – 4 s. U neklidných pacientů, nebo u vyšetřovaných oblastí, jako je hrudník, břicho, kdy je třeba omezit pohybové artefakty, volíme kratší časy. Důležité je také zvolit správný interval mezi jednotlivými skeny. Během této doby se vyšetřovací stůl posune na úroveň další vrstvy a rentgenka by se měla ochladit. Nejčastěji je časový interval nastavený na 10 – 25 s. U vyšetření břicha nebo hrudníku může nemocný přiměřeně dýchat. Naopak u intravaskulárního podání kontrastní látky jednotlivé skeny musí následovat rychle za sebou, proto čas mezi expozicemi zkracujeme na 4 – 9 s. Kolimaci, tedy tloušťku vrstvy můžeme nastavit na 1 – 10 mm. Protože je rozlišovací schopnost nepřímo úměrná kolimaci, bylo by nejlepší vyšetřovat v co nejtenčích vrstvách. To ale není ideální z hlediska radiační zátěže, a proto nastavujeme 8-10 mm vrstvy. [10] Mezi obrazové parametry patří velikost zobrazovaného pole, typ výpočetního algoritmu výstavby obrazu a u spirální akvizice i stanovení vzdálenostního intervalu mezi rekonstruovanými vrstvami. Tyto parametry nastavujeme před začátkem vyšetření, ale na rozdíl od skenovacích parametrů, je můžeme změnit i po skončení skenování. Velikost zobrazovaného pole (FOV, field of view) je důležitou složkou, ovlivňující rozlišení obrazu. Zmenšení zobrazovaného pole vede k zvýšení prostorového rozlišení obrazu, čehož se snažíme u CT vyšetření docílit. FOV nastavujeme na topogramu, ale lze ho posléze upravovat. Volbou výpočetního algoritmu (kernel) ovlivňujeme kvalitu výsledného zobrazení tkání. 11
Pro tkáně, jako jsou plicní a kostní, jejichž denzity netvoří spojité spektrum, volíme tzv. high spatial frequency algorithm, abychom zvýraznili rozhraní, zvýšili možnost zobrazení drobných struktur. Low spatial frequency algorithm použijeme u měkkých tkání, kde chceme obraz vyhladit a snížit množství šumu. [10] Podání kontrastní látky (KL) je velmi významné pro výraznější odlišení denzitních rozdílů u měkkých tkání, parenchymatózních i dutých orgánů a cévního řečiště. Nejčastěji používáme jodové kontrastní látky podávané intravenózně, dále pak můžeme podat KL perorálně u vyšetření GIT, intrathekálně, intrakavitálně. Při podávání kontrastní látky musíme brát v úvahu množství podávané látky, její farmakokinetiku a také možnost alergické reakce pacienta. [10] Zpracování obrazů a zhotovení definitivní obrazové dokumentace je poslední fází vyšetření. Ze získaných dat tedy můžeme tvořit následující rekonstrukce. Multiplanární rekonstrukce (MIP) je nejčastější 2D technikou. Z nasbíraných dat můžeme vytvořit obraz v jakékoliv rovině, a posléze obrazy porovnávat v několika rovinách současně. Trojrozměrná rekonstrukce je vhodná u vyšetření skeletu (páteře, pánve s kyčelními klouby), cévního systému. [1] [10] [11]
1.1.1.4
Artefakty
Ve výsledném CT obraze se můžeme setkat s různými artefakty. Mezi hlavní patří pohybové artefakty, které často vznikají při nespolupráci pacienta. Tyto pohyby můžeme eliminovat správnou instruktáží pacienta (jak a kdy správně dýchat), fixací vyšetřované oblasti, zkrácením doby skenu. Některé pohyby jako je pulzace srdce a větších cév se redukovat nedají, a proto jsou přístroje vybaveny softwarovými programy, které se snaží tyto pohybové artefakty potlačit. [10] Výsledný obraz může také trpět šumem. Kvantový šum, který je dán sníženým počtem fotonů je možné odstranit zvýšením dávky záření, tedy zvýšením počtu fotonů. Strukturální šum vzniká u anatomických oblastí s velkými rozdíly absorpce. Je to hlavně rozhraní kostí a měkkých tkání. K strukturálním artefaktům můžeme zařadit i nežádoucí výpady obrazu, vznikající výskytem objektů s nadlimitním stupněm absorpce. Jedná se zejména o cizí tělesa, nejčastěji kovové dlahy, protézy, svorky, katetry, elektrody, ale také o nadměrně zahuštěné kontrastní látky. [10]
12
1.1.1.5
Výhody v zobrazování
Velkou výhodou vyšetření CT je, že dokáže zobrazit i měkké tkáně včetně většiny nádorů. Kromě diagnostiky, je vhodné také pro plánování chirurgických výkonů, radioterapie. Pod CT kontrolou můžeme provádět také intervenční výkony, jako jsou biopsie, drenáže. Výpočetní tomografie má dobrou rozlišovací schopnost, a proto je výsledný obraz ostrý, kontrastní, dá se zvětšit, detailně zkoumat každou vrstvu. Data se také dají uchovat v počítači a později zpětně prohlížet. Výhodou je také cenová dostupnost a poměrně krátká doba vyšetření. [11] V radioterapii, plánování podle CT dovoluje výpočet dávky záření v těle pacienta na základě denzity tkání. CT je díky své všestrannosti v zobrazování základní modalitou v onkologii. [2]
1.1.1.6
Nevýhody v zobrazování
Hlavní nevýhodou je vystavení pacienta ionizujícímu záření. Nemohou být proto vyšetřeny těhotné ženy. Dalším problémem může být alergická reakce na kontrastní látku, která je u některých vyšetření nezbytná. V radioterapii se na CT obrazu špatně rozlišují hranice tumorů mozku, nebo uzlinové oblasti. U karcinomu plic jde špatně rozlišit tumor od okolní atelektázy. [2] [11]
1.1.2
MAGNETICKÁ REZONANCE (MAGNETIC RESONANCE IMAGING, MR, MRI)
Magnetická rezonance patří k moderním zobrazovacím metodám. Je neinvazivní, dokáže velice přesně zobrazit různé oblasti lidského těla, zvláště se využívá u vyšetření mozku a míchy. U některých onemocnění doplňuje výpočetní tomografii, v některých případech ji zcela nahrazuje. Důležitým faktem je, že MR nevyužívá ionizující záření. První úspěchy v oblasti nukleární magnetické rezonance (1946 r.) jsou připisovány Felixovi Blochovi a Edwardovi M. Purcellovi, kteří jako první zjistili, že určitá jádra po umístění do magnetického pole absorbují energii, která má radiofrekvenční délku elektromagnetického pole, a po vybuzení se jádra vracejí do klidové fáze a energii reemitují do okolí. Za tento objev byli oba odměněni Nobelovou cenou. [14] V roce 1973 Paul C. Lauterbur získal první MR řez dvou trubic naplněných vodou, o rok později byl vytvořen první řez živého organismu (myši). 13
V roce 1983 byl v Anglii nainstalovaný první MR přístroj v Evropě, o pět let později se MR objevila i v Česku. [14] 1.1.2.1
Princip
Už z názvu této vyšetřovací metody vyniká, že se k zobrazení vyšetřované oblasti používá magnetické pole. To vzniká kolem každé elektricky nabité, pohybující se částice. Každé atomové jádro se skládá z protonů a neutronů. Protony mají kladný náboj, neustále rotují kolem vlastní osy a my tento pohyb označujeme jako spin. Svým pohybem vykazují tzv. magnetický moment, vytvářejí magnetické pole. U atomových jader se sudým počtem nukleonů se dvojice „ malých magnetů“ spojí svým opačným pólem k sobě, tím se jejich magnetické momenty navzájem vyruší a jádro se tak chová nemagneticky. [9] Naopak jádra s lichým nukleonovým číslem mají vždy jeden nepárový nukleon, který zajišťuje zachování magnetického momentu jádra. Zástupci této skupiny jsou např. 23
13
C,
19
F,
Na a také atom vodíku 1H. Protože se lidské tělo skládá z dvou třetin z vody, a molekula
vody kromě atomu kyslíku obsahuje také dva atomy vodíku, je vodík zastoupen v každé buňce. Je proto ideálně využitelný pro zobrazení magnetickou rezonancí. [9] Protony tedy rotují kolem vlastní osy, orientace jejich rotačních os je nahodilá. Vystavíme-li zkoumanou tkáň vlivu silného magnetického pole, uspořádají se všechny protony svými rotačními osami rovnoběžně se siločárami vnějšího magnetického pole. [9] Větší polovina se postaví do paralelní polohy (magnetický moment je v souhlasném postavení jako vektor vnějšího magnetického pole), zbylá část je v antiparalelním postavení. Antiparalelní postavení je energeticky náročnější, proto je takto orientovaných protonu vždy méně. [9] [14] Protony kromě spinu vykonávají ještě jeden druh pohybu a to tzv. precesi. Je to také rotační pohyb, při němž proton rotuje kolem pomyslné osy (pohyb po plášti kužele). Frekvenci
precesního
pohybu
nazýváme
Larmorova
frekvence
(ω).
Je
závislá
na magnetických vlastnostech atomového jádra (tzv. gyromagnetickém poměru, γ) a také na intenzitě vnějšího magnetického pole (B). = Larmorova frekvence vodíku při intenzitě vnějšího magnetického pole 1 T je 42,58 MHz. [9] Antiparalelní protony vyruší magnetický moment stejného počtu paralelních protonů, a protože je paralelních protonů víc, zbylé protony začnou vykazovat úhrnný magnetický moment (vektor podélné magnetizace). Každá tkáň má různou hustotu zastoupení protonů 14
- navenek se projevuje různě velkým magnetickým momentem a tím poukazuje na své složení a stává se základem pro vytvoření MR obrazu. [9] Vektor tkáňové magnetizace je orientován stejně jako vektor intenzity magnetického pole MR magnetu. Abychom mohli změřit jeho velikost, musíme vektor úhrnného magnetického momentu vychýlit z původní polohy. Toho docílíme, dodáme – li do tkáně elektromagnetický impuls. Použijeme – li frekvenci impulsu totožnou s Larmorovou frekvencí, protony budou schopné absorbovat energii elektromagnetického vlnění a dojde k jevu zvanému rezonance. Tento impuls, kromě toho, že předá protonům energii a otočí jejich vektor, způsobí také, že protony začnou vykonávat precesní pohyb synchronně. Vznikne vektor příčné tkáňové magnetizace, který byl do té doby nulový. Elektromagnetický impuls, otáčející vektor tkáňové magnetizace o 90° se nazývá 90° puls.
180° puls otáčí paralelní protony do antiparalelní polohy, a tím se vektor tkáňové
magnetizace otočí o 180°. [9] [14] Když impuls přestane působit, celý systém se z vybuzeného stavu vrátí do stavu původního. Dojde k relaxaci. Přebytečnou energii protony uvolňují do okolní tkáně (strukturální mřížky). [9] [14] Časová konstanta určující, jak rychle se protony vrátí z vybuzeného stavu do původního, jak rychle obnoví svoje paralelní uspořádání, se označuje jako T1 (podélná relaxace). [12] Dobu, za kterou dojde k vymizení příčné tkáňové magnetizace, označujeme jako příčný relaxační čas T2. Čas T1 je vždy delší než čas T2. [12] Kromě časů T1 a T2 uvádíme také opakovací čas sekvence TR (z angl. Time to Repeat). TR označuje dobu, mezi jednotlivými pulsy. TE (čas do ozvěny – Time to Echo). Je to doba, která uplyne od středu 90° pulsu do středu echa. [12]
1.1.2.2
Vyšetřovací sekvence
Obraz MR vniká na podkladě různého počtu protonů, relaxačních časů T1 a T2, různých fyziologických pohybů (dýchání, proudění krve v cévách). Jako vyšetřovací sekvence označujeme techniky vzniku MR obrazu, lišící se hlavně počtem elektromagnetických impulsů v kombinaci s různými TR a TE časy. [9] Spin - echo sekvence je jednou z nejužívanějších sekvencí. Skládá se z 90° pulsu, který je za určitou dobu, kterou označujeme jako TE/2 následován 180° pulsem, který funguje jako
15
pružná stěna, od které se protony odráží při své precesi zpět. Za stejnou dobu (TE/2) získáme na přijímacím zařízení silný signál – echo. [14] T1 vážený obraz je výsledkem rozdílných hodnot časů T1 u jednotlivých tkání. Čím větší je jejich rozdíl, tím víc stupňů šedi budou vykazovat. Získáme ho po aplikaci 90° pulsu, kdy ještě podélná složka vektoru magnetizace nestihne relaxovat (TR>T1) T2 vážený obraz vzniká u struktur lišících se relaxačními časy T2. Je charakterizován dlouhými časy TR a TE. [14] Obraz vážený podle protonové hustoty (PD vážený obraz, Proton denzity) získáme v době, kdy už rozdíly v T1 vlastnostech tkání nebudou vyjádřeny a T2 vlastnosti tkáně se ještě nestihnou projevit. Tento obraz bude vyjadřovat, jak jsou tkáně bohaté nebo chudé na protony. [14] IR sekvence (Inversion recovery, obrácená sekvence), na rozdíl od sekvence SE využívá opačné pořadí elektromagnetických impulsů. Do tkáně je nejdřív vyslán 180° impuls, pak 90°. Získáváme zde silně T1 vážené obrazy. Partial saturation a saturation recovery sequence (sekvence částečné a úplné obnovy) jsou sekvence využívající opakující se 90° impulsy. Liší se od sebe délkou TR intervalu mezi jednotlivými pulsy. Dnes jsou tyto sekvence kvůli časové náročnosti opomíjené. [14] Hlavním principem rychlých sekvencí je náhrada 90° a 180° impulsů. 90° puls je nahrazován pulsem mezi 10° – 60°, a 180° puls zastoupí přídatný magnetický gradient. Tyto sekvence označujeme jako gradient – echo. Patří k nim: Fast Imaging with Steady-state precession (FISP), Fast Field Echo (FFE), Turbo Field Echo (TFE), Fast Low Angle Shot (FLASH). Mezi rychlé spin – echo sekvence patří: turbo spin-echo (TSE) a Fast Spin-Echo (FSE). [14] T1 – vážená sekvence
T2 – vážená sekvence
Mozkomišní mok
Tmavý
Světlý
Tuk
Světlý
Tmavý
Tumor
Tmavý
Světlý
Cysta
Tmavý
Světlý
Tabulka 2: Intenzity signálu některých tkání v SE sekvenci [2] světlý – hyperintensivní tmavý – hypointensivní
16
Obrázek 2: MRI mozku (PD, T1 a T2 – vážený obraz) [16]
1.1.2.3
Postup při vyšetření
Příprava nemocného před vyšetření není nutná. Pacient nemusí být lačný ani v případě, že je během vyšetření potřeba podat kontrastní látku. Samotné vyšetření nenese žádná rizika, ale je třeba věnovat velkou pozornost nebezpečí, které může vzniknout vlivem magnetického pole na přítomnost feromagnetických předmětů, jako jsou nůžky, skalpely, tlakové plynové nádoby a jiné předměty, které v blízkosti vyšetřovacího přístroje mohou být samovolně uvedeny do pohybu. [9] Před každým vyšetřením se personál musí vyloučit všechny kontraindikace. Nelze například vyšetřit osoby, které mají implantovaný kardiostimulátor. Vlivem silného magnetického pole hrozí poškození jeho funkce, což může způsobit poruchy srdečního rytmu a tím způsobit vážné, až život ohrožující komplikace. Dalším problémem je přítomnost kovových implantátů, jako jsou některé typy cévních svorek, středoušní nebo stomatologické implantáty, endoprotézy nebo traumatické cizí kovová tělesa. Kovové implantáty se mohou zahřívat a působit tak nebezpečně. Dnes se ale většina implantátů vyrábí z nemagnetických materiálů a proto jejich přítomnost není překážkou ve vyšetření. Překážkou také může být velké tetování ve vyšetřovací oblasti. I když těhotenství není absolutní kontraindikací, nedoporučuje se vyšetření provádět v prvním trimestru. Samotné vyšetření se provádí v relativně stísněném prostoru, proto je třeba u pacientů trpících klaustrofobií podat sedativa. [15] Na začátku vyšetření je pacient uložen na vyšetřovací stůl a k vyšetřované oblasti je přiložena povrchová cívka. Její funkcí je přijímat signály z vyšetřované oblasti. Cívky jsou rozděleny podle oblasti určení. K zobrazení mozku se používá hlavová cívka (head coil), která je ve tvaru helmy. Páteřní cívky dělíme na krční (cervical spine coil), která se přikládá 17
pacientovi k šíji, a cívku páteřní (thoracic/lumbar spine coil). Tato cívka slouží přede vším k vyšetření hrudní a bederní páteře, vkládá se pod ležícího pacienta. Pro zobrazení kloubů se používá různé množství speciálních cívek, jako je ramenní (shoulder coil), kolenní (knee coil), zápěstní (wrist coil). Stejných výsledků lze také dosáhnout použitím univerzálních flexibilních cívek (flexible coils), které jsou ohebné, ve tvaru obdélníku a lze je přizpůsobit anatomii snímané oblasti. Pro vyšetření orgánů břicha nebo hrudníku je možné použít rozměrnější cívky, která se obtočí kolem těla pacienta (tzv. body wrap around coil). K dispozici jsou také cívky jako endorektální, prsní, ty lze ale nahradit jinými cívkami ze základní výbavy. Skupinové cívky (phased array coils) přinášejí značný posun v kvalitě zobrazení a také v rychlosti MR vyšetření. Je to systém několika samostatných cívek, obsažených ve společném pouzdru. Čím větší počet cívek, tím větší oblast je možné vyšetřit, při nezměněné rozlišovací schopnosti. Doposud tak rozsáhlé oblasti dokázaly snímat jenom celotělové cívky. [9] Po nastavení pacienta do správné polohy, se další nastavení provádí za ovládací konzolou, kde se zaznamenávají všechny administrativní informace o pacientovi, dále se na počítači připravuje vlastní vyšetření (orientační řezy, jednotlivé vyšetřované sekvence). Během vyšetření je v některých případech potřeba podat kontrastní látku. [9] [15] Délka vyšetření se liší od zobrazované oblasti, ale obecně se pohybuje od 20 do 50 minut. [15]
1.1.2.4
Kontrastní látky
Kontrastní látky jsou jedním z faktorů, které ovlivňují výsledný MR obraz. V některých případech dokážou zviditelnit i struktury, které na nativním snímku nejsou odlišitelné. Tyto látky umožňují relaxaci protonů, a tím zkracují relaxační časy T1, T2. Jedná se o paramagnetické substance (nejběžnější z užívaných látek je gadolinium vázané na DTPA např. přípravek Magnevist). [9] Tím, že tento přípravek neprochází hematoencefalickou bariérou, nám umožňuje zobrazit oblasti mozku, kde je porušena. U tumorózní tkáně se zase Magnevist vychytává ve vaskularizované tkání a tím dokáže tuto tkáň odlišit od okolního edému. [9] K zvýšení tkáňového kontrastu můžeme použít i jiné látky, jakými jsou železo, mangan, chróm. Jsou vázané ve stabilních sloučeninách (chalátech) až do okamžiku vyloučení z těla, čímž eliminují svoji toxicitu. [9]
18
1.1.2.5
Artefakty v MR obraze
Správnou interpretaci výsledného obrazu nám může znesnadnit přítomnost artefaktů. Ty vznikají nejčastěji fyzikálními vlastnostmi magnetického pole, nebo vyšetřované tkáně lidského těla. Některým artefaktům jde zabránit, nebo z části zmírnit jejich dopad. Chemický posun (Chemical shift) je artefakt zobrazující se na rozhraní dvou struktur vody a tuku. Způsobuje ho rozdílná rezonanční frekvence vody a tuku. Ve výsledném obraze se vytvoří černý okraj na jedné straně rozhraní a světlý na straně druhé. Tento artefakt se zobrazuje nejčastěji na okraji meziobratlových plotének při vyšetření páteře, u zobrazení orgánů dutiny břišní a při vyšetření orbit. Aliasing je dalším možným chybným zobrazením, které se projevuje jako bílý pruh. Vzniká tehdy, je li velikost FOV menší než vyšetřovaná oblast. Část těla, která leží za výsledným FOV, se ve výsledním obraze zobrazí na opačné straně. Susceptibilní artefakt vzniká v okolí feromagnetických látek umístěných v lidském těle. Světlý šum v MR obraze může být následkem pohybu vyšetřované oblasti. Jedná se o pohyb způsobený pulzací tepen, peristaltikou, dýcháním, polykáním nebo pohybem pacienta. [14]
1.1.2.6
Výhody vyšetření
Hlavní výhodou MR vyšetření je přesnější zobrazování většiny orgánů, hlavně měkkých tkání. Využívá se nejčastěji u zobrazení mozku, kde pomáhá diagnostikovat poškození hematoencefalické
bariery.
Kontrastní
látka
podávána
při
MR
vyšetření
totiž
hematoencefalickou barierou neprochází. U karcinomu prostaty MR pomáhá v určení rozsahu primárního nádoru a přispívá k přesnějšímu plánování radioterapie. [9] Doposud u MR nebyly zjištěny žádné nežádoucí účinky ani po podání kontrastní látky. U tohoto vyšetření není přítomno škodlivé ionizující záření, proto je možné vyšetřit i těhotné ženy. [9]
1.1.2.7 Nevýhodou
Nevýhody vyšetření tohoto
vyšetření
je
nemožnost
vyšetřit
pacienty
s implantovaným
kardiostimulátorem nebo kochleárním implantátem. Problémem je také přítomnost kovových těles z feromagnetického materiálu. Nedají se také vyšetřit pohybující se části těla, jako jsou pulsující cévy nebo střevní kličky. Vyšetření také není možné provést u pacientů trpících klaustrofobii. Mezi další nevýhody patří délka vyšetření a také cena. [9] 19
1.1.3
POZITRONOVÁ EMISNÍ TOMOGRAFIE (POSITRON EMISSION TOMOGRAPHY, PET)
Pozitronová emisní tomografie je zobrazovací metoda, která dovoluje zobrazit rozložení radiofarmaka v těle pacienta pomocí tomografických řezů. [12] První detekci aplikované látky emitující pozitrony zaznamenali G. Brownel a W. Sweet. Hlavním impulsem pro další vývoj PET byla syntéza 18- FDG a zjištění její akumulace v nádorových tkáních. Tato metoda se v klinické praxi začala objevovat teprve na začátku 21. století. Pro vysoké pořizovací a provozní náklady byla do té doby omezena jen na univerzitní pracoviště. Pozitronové tomografy se stále rozšiřují a rozvíjejí hlavně ve vývoji hybridních PET/CT přístrojů. [11]
1.1.3.1
Princip zobrazení
Pacientovi je hodinu před snímáním nitrožilně podán β+ zářič. Ten se z krevního oběhu dostane do extracelulární tekutiny, odkud je transportován do buněk, stejným principem jako glukóza. Rozpadající se radiofarmakum emituje pozitron, který anihiluje1 s elektronem. Takto vzniknou dva fotony, každý o energii 511 keV. Fotony jsou vyzářeny v úhlu 180°, takže můžou být současně detekovány. Výsledný obraz je dán zpracováním těch detekovaných fotonů, u kterých byl zachycen i jejich protějšek. [5] [13] Míra akumulace FDG závisí na množství a aktivitě glukózových transportérů buňky a na intenzitě hexokinázové reakce. Tyto okolnosti se velké míře splňují v buňkách většiny neoplazií a také u zánětlivých elementů. [13] [18] Výsledný kontrast patologií může ovlivňovat soupeření o transportní mechanizmy mezi plazmatickou glukózou a FDG. Také zvýšená inzulinémie odplavuje FDG do svaloviny, a proto je potřeba před vyšetřením alespoň 6 hodin lačnit (opakem je kardiologické vyšetření). Větší akumulaci FDG zaznamenáme v dutém systému ledvin a močovém měchýři. Je to dáno tím, že FDG se fyziologicky vylučuje do moči. Glukóza je pro mozek základním zdroje energie, proto i FDG se bude více akumulovat v šedé kůře mozkové. Zvýšené hromadění v tukové tkáni na krku a paravertebrálně můžeme pozorovat u mladých štíhlých nervózních
1
Anihilace - zánik částice nebo kvazičástice, obvykle její přeměnou na jiné částice, při srážce
částice s antičásticí přeměna ve dva fotony (http://slovnik-cizich-slov.abz.cz/)
20
jedinců, a také v chladném prostředí. Po předchozí fyzické námaze se můžou zobrazit aktivní svaly. [13] [18]
1.1.3.2 Nejčastěji
Používané zářiče
používaným
zářičem
je
izotop
18
F,
který
se
podává
ve
formě
18-fluordeoxyglukosy (FDG). Jeho poločas rozpadu je 110 minut. FDG se podává pacientovi ve formě roztoku o aktivitě 200 – 700 MBq. [5] [18] Jako další zářiče mohou být použity biologicky významné prvky např. 11C, 13N, 15O. [5] Vzhledem k vysokému metabolismu glukózy v mozkové tkáni není FDG ideálním indikátorem pro detekci gliomů.
11
C-methionin (MET) je transportován zvláště do nádoru a
jen nepatrně do okolní mozkové tkáně, proto lze gliomy lépe zobrazit. [24] 18
F-fluoro-L-thymidin (FLT) byl zaveden jako proliferační marker u různých neoplazií,
hlavně u tumorů mozku kvůli nízkému vychytávání v zdravé mozkové tkáni. Navíc delší poločas rozpadu umožní rozlišit transportní a intracelulární fosforylaci. Nicméně schopnost detekovat low grade gliomy se u FLT zdá být nižší než u MET. [24] [25]
1.1.3.3
Využití PET
Využití PET se nejvíce rozšířilo v diagnostice onkologických pacientů. Vyšetření může sloužit k vyhledávání neznámého primárního tumor, k posouzení biologického chování a jeho diferenciální diagnostice, k určení rozsahu nádoru. V průběhu léčby je PET využívaná k monitorování efektu léčby a po ukončení terapie k posouzení recidivy neoplazie. [23] Velký význam má pozitronová tomografie v diagnostice ORL nádorů, ty typicky vysoce akumulují FDG. Samotná PET je ale špatně interpretovatelná, proto se používá fúze PET/CT k lepší anatomické orientaci. U nádorů plic slouží PET k specifikaci solitárního plícního uzlu, odlišení maligních lézí od benigních. [23] U plánování radioterapie pomáhá odlišit atelektázu od tumoru a stanovit postižení regionálních uzlin. PET pomáhá v odlišení postižených paraaortálních lymfatických uzlin, které nejsou zvětšené, ale nádorově zasažené. [23] Zvýšená akumulace FDG v tkáni nemusí vždycky znamenat neoplazii. Může se jednat o ložisko zánětu, absces. Ten spolehlivěji určí PET/CT. Další význam má pozitronová tomografie v určení epileptogenní zóny. Ta mezi záchvaty vykazuje menší spotřebu glukózy než zdravá mozková tkáň. 21
V kardiologii se FDG-PET donedávna používala pro posouzení viability myokardu před revaskularizací po prodělaném infarktu. Dnes už ale PET zastupuje MRI. [18]
1.1.4
FÚZE OBRAZU
Každá zobrazovací metoda dokáže lépe zobrazit jiný druh tkáně. Pro lepší orientaci v obraze a také pro větší přesnost v interpretaci obrazu existují programy, které dokážou obrazy z různých vyšetřovacích metod spojit dohromady a vznikne tak fúze obrazu. V onkologii se nejčastěji používá PET/CT, ale i CT/MRI fúze.
1.1.4.1
PET/CT
Pozitronová emisní tomografie nám podává informaci o funkci vyšetřovaného orgánu, lokální spotřebě glukózy. Prostorové rozlišení je horší ve srovnání s CT obrazy. Orientačně můžeme CT a PET snímky porovnat. Pro přesnější anatomickou orientaci se používá fúze PET s CT obrazem. Každá modalita je zobrazena v jiné barevné škále, a zastoupení jednotlivých modalit lze ve výsledném obraze měnit. Vzájemná registrace obou obrazů je jen přibližná a organizačně jde o komplikovanou záležitost. Z toho důvodu vznikly hybridní PET/CT skenery. Obě jednotky jsou uspořádány za sebou, mají společné lehátko, které zajišťuje odpovídající polohu pacienta pro obě dvě snímání. [5] [18] Fúze PET/CT je nejlépe využitelná při plánování radioterapie karcinomů plic, gynekologických nádorů a při diagnostice postižení lymfatických uzlin. [5]
Obrázek 3: Snímek CT u pacientky s dg
Obrázek 4: Fúze PET/CT u téže
ca cervix uteri [23]
pacientky [23]
22
1.1.4.2
CT/MRI
Pro plánování cílového objemu v radioterapii u většiny nádorů postačí snímky z CT. U některých anatomických oblastí je orientace v CT obraze složitější, a proto pro lepší rozlišení postižené tkáně od zdravé porovnáme CT obraz s obrazem MR. Magnetická rezonance zobrazuje měkké tkáně ve větším rozlišení než CT, a proto použitím této fúze můžeme během radioterapie šetřit zdravé okolní tkáně. Při plánování radioterapie karcinomu prostaty se použitím fúze CT/MR zpřesní cílový objem a šetří se tak blízko uložené rektum a semenné váčky, které by bez použití fúze byly vystaveny větší dávce záření. Fúze CT/MRI se využívá u plánování radioterapie v oblasti mozku, hlavy a krku. [19] [22]
23
1.2
Radioterapie
Radioterapie je léčebnou metodou, která k léčbě nádorových, ale i nenádorových onemocnění využívá ionizující záření. V léčebném postupu u onkologického pacienta, tvoří významnou část většinou jako lokální, či lokálně – regionální léčba. V některých případech je ale léčbou systémovou (celotělové ozařování). V průběhu své léčby podstoupí radioterapii 50-70 % onkologických pacientů. [4] Radioterapii můžeme rozdělit podle záměru na kurativní (radikální), jejímž cílem je inaktivovat a zničit všechny klonogenní nádorové buňky a tím vyléčit pacienta, a paliativní, která má za úkol odstranění nebo alespoň zmírnění symptomů nádorového onemocnění. Indikací k paliativní radioterapii bývají zpravidla lokálně či regionálně pokročilá a metastatická onemocnění. Podle polohy zdroje během terapie se používá rozdělení na zevní (externí, teleterapie, TRT, ERT) a brachyradioterapii (brachyterapie, BRT). U zevní radioterapie je zdroj záření mimo tělo pacienta, většinou ve vzdálenosti 80 – 100 cm. U brachyterapie se zdroj zavádí do těsné blízkosti ložiska, či přímo do orgánu nebo tkáně s nádorem. Tyto dvě metody jsou obvykle kombinovány a navzájem se doplňují. Ve vztahu k základní léčbě onemocnění, jakou je obvykle chirurgická léčba, se radioterapie dělí na neoadjuvantní (předoperační), cílem které je zmenšit rozsah nádoru, adjuvantní (pooperační), která má eradikovat předpokládanou zbytkovou mikroskopickou chorobu. Radioterapii může být provedena i intraoperačně během operačního výkonu. Zde jde především o odstranění případných mikroskopických reziduí choroby. Radioterapie nenádorových onemocnění, jako je např. léčba degenerativních a zánětlivých onemocnění kloubů a šlach, se využívá ke snížení bolesti a zlepšení hybnosti. [4]
1.2.1
PLÁNOVÁNÍ LÉČBY ZÁŘENÍM
Proces plánování zevního ozáření zahrnuje celou řadu na sebe navazujících kroků. Hlavním cílem je nalezení optimálních ozařovacích podmínek, aby bylo splněno hlavní kritérium radioterapie, kterým je dodání dostatečné dávky záření do nádorového ložiska za maximálního šetření zdravých tkání. Pro plánovací cílové objemy je nezbytné dodržovat APARA princip („as precisely as readly achievable“ – tak přesné jak je jen možné dosáhnout). Celý průběh plánování se dá shrnout do několika kroků, které se v některých bodech liší, jedná- li se o zevní radioterapii nebo o brachyterapii. [4]
24
1.2.1.1
Fixace pacienta, lokalizace cílových objemů
Správné provedení léčby zářením závisí na mnoha faktorech. Jedním z hlavních faktorů je správná poloha pacienta. Ta by měla být stabilní dobře reprodukovatelná, aby zajistila přesnou polohu pacienta během každého ozáření. Poloha a fixace se zpravidla připravuje na simulátoru, a je provedena podle ozařované lokality pomocí různých fixačních pomůcek (umělohmotné masky, klíny, podložky, opěrky na ruce). [4] [8] Orientační lokalizace nádorového objemu se provádí také na simulátoru, kde jsou podle anatomických lokalizací a struktur zakresleny značky na tělo pacienta nebo na fixační pomůcku. [4]
1.2.1.2
Plánovací vyšetření
Plánovací vyšetření na CT (v některých případech i na MR či PET) poskytuje kvalitní zobrazení anatomie pacienta. Na primární značky jsou umístěny rtg kontrastní značky. CT řezy se provádí v rozmezí 2-20 mm podle lokality nádoru a záměru léčby. Plánovací snímky jsou přeneseny do plánovacího systému a na jednotlivých řezech lékař vyznačí kontury cílových objemů. V plánovacím systému lze provádět fúze s MR nebo PET snímky, které vedou k přesnější lokalizaci cílových objemů a také rizikových orgánů. [4]
1.2.1.3
Stanovení cílových objemů
Zakreslení cílových objemů vychází z doporučení ICRU Reportu č. 50 (Mezinárodní komise pro jednotky a měření). Ta definuje tyto základní objemy. [8] Nádorový objem (GTV – Gross Tumor Volume) je objem nádoru určený diagnostickými zobrazovacími metodami nebo klinickým vyšetřením. [7] Klinický cílový objem (CTV – Clinical Target Volume) zahrnuje objem GTV s lemem potencionálního mikroskopického šíření nádoru a případně i svodný lymfatický systém. [7] Plánovací cílový objem (PTV – Planning Target Volume) zahrnuje objem CTV s lemem kompenzujícím nepřesnosti vyvolané pohybem (např. dýcháním), změnou velikosti orgánu (naplnění močového měchýře), ale i nepřesností v nastavení pacienta. [7]
25
Léčený objem (TV – Treated volume) je objem, který je obklopený izodózou vhodnou k dosažení léčebného záměru (většinou 95% izodóza)2 [7] Ozářený objem (IV – Irradiated volume) je objem, který obdrží více než 50% dávku, dávku významnou vzhledem k toleranci zdravé tkáně. [7]
Obrázek 3: Definice cílového objemu podle ICRU Reportu 50 [20]
1.2.1.4
Vypracování ozařovacího plánu, optimalizace
Pro tvorbu ozařovacích plánu je k dispozici software, který obsahuje algoritmy k jejich vypracování. Systém využívá data o daném ozařovači (energii svazku, druh, velikost polí). [4] Při tvorbě ozařovacích plánu lékař určí dávku a počet frakcí, pak je volena vhodná ozařovací technika (počet polí, tvar, směr) a vypočte se distribuce dávky v cílovém objemu a rizikových orgánech. [4] Radiologický fyzik vytvoří většinou více variant ozařovacích plánů, a plánovací systém je pak porovná srovnáním tzv. objemových histogramů (DVH), které znázorňují dávku obdrženou v určitém objemu (v cm3 či %) plánovacího objemu či kritické struktury. [4]
2
Izodóza – křivka spojující body se stejnou hodnotou dávky. Obvykle je vyjádřena
v procentech maximální dávky, kterou označujeme jako 100 % dávky. [8] 26
Na závěr je vytvořen ozařovací plán s parametry pro každé pole (poloha stolu, sklon ramene, klíny, bloky). Plánovací systém umožňuje zobrazení z pohledu svazku záření (BEV) a vytvoření digitálně rekonstruovaného radiogramu (DRR). Po jeho schválení lékařem se plán vytiskne a data jsou odeslána k simulaci. [4]
1.2.1.5
Simulace
Na CT - simulátoru (RT – simulátoru) se pacient nastaví do stejné polohy jako při lokalizaci a plánovacím CT. Na fixační pomůcky (maska) nebo na tělo pacienta jsou zakresleny vypočtené souřadnice izocentra.3 Vstup a hranice pole je zakreslena po porovnání správnosti ozařovaného pole s DRR. Simulační snímky později slouží k verifikaci a kontrole nastavení na ozařovači. [4]
1.2.1.6
Verifikace léčby
Verifikační systém zajišťuje komunikaci dat mezi jednotlivými prvky procesu ozáření. Podstatou je propojení simulátoru, plánovacího systému a lineárního urychlovače. Tento systém umožňuje automatické nastavení zadaných parametrů (poloha stolu, sklon ramene, velikost pole) a ozáření může být zahájeno, až všechny parametry souhlasí. K nastavení pacienta do správné polohy slouží lasery umístěné na stěnách ozařovny, jejichž projekce musí být ve stejné poloze jako značky zakreslené na pacientovi. [8] Kontrola nastavení (portální snímkování nebo CT vyšetření – IGRT) se provádí při prvním ozáření a dále pak v určitých časových intervalech. (např. 1 krát týdně, ale někdy i denně). K ověření správnosti slouží integrované zobrazovací systémy lineárních urychlovačů. Ty snímají dvojrozměrný (portálové snímky) nebo trojrozměrný (CT) obraz, který je pak srovnáván s naplánovanými poli v plánovacím systému a na simulátoru a vyhodnocuje se míra odchylky. Odchylky se dle závažnosti korigují úpravou polohy pacienta, posunem stolu nebo překreslením izocentra při novém plánování. [4] Dodanou dávku záření kontrolujeme pomocí dozimetrie in vivo. Dávku měříme během ozařovací série v různých časových odstupech (např. 1 krát týdně). K měření se používají termoluminiscenční dozimetry nebo polovodičové detektory. [8]
3
Izocentrum – ohnisko, lokalizováno přibližně uprostřed cílového objemu. Dávka
v izocentru je normalizována na 100%. [8] 27
1.2.2
RIZIKOVÉ ORGÁNY
Rizikové orgány (OAR – organs at risk) jsou zdravé tkáně v ozařované oblasti, jejichž radiační poškození může vést ke vzniku dalších komplikací v léčbě pacienta. Při plánování léčby (zvláště při zakreslení cílových objemů) je důležitá přesná lokalizace tumoru a té je možné v některých anatomických oblastech docílit použitím fúze CT s PET nebo MR. Také velikosti dávky musí být vzaty v úvahu vzhledem k nežádoucím účinkům léčby. Nežádoucí účinky se dělí na akutní, vznikající v průběhu ozařování a přetrvávající několik týdnů po jeho ukončení, a pozdní, které vznikají v průběhu měsíců či roků po léčbě. Závažnost akutních či pozdních změn se zvyšuje s růstem prahové dávky, a proto byly na základě radiobiologického sledování stanovené toleranční dávky. Akutní účinky jsou závislé na dávce, resp. jejich stupeň. Pozdní efekt (tzn. late effect) je na dávce nezávislý. [3] [4] Minimální toleranční dávka TD5/5
je dávka záření, která nezpůsobí více než 5%
závažných komplikací v průběhu pěti let po léčbě. Maximální toleranční dávka TD5/50 je dávka, která způsobí u 50% ozařovaných pacientů závažné chronické změny v průběhu pěti let po léčbě. Toleranční dávky se liší u každého orgánu, jsou ovlivněny počtem frakcí, velikostí ozářeného objemu, ale také kombinací s další léčbou či věkem nemocného. [4]
Toleranční dávky orgánů (Gy) - frakcionované ozařování (TD5/5 - TD50/5) varlata 1-2 gastrointestinální trakt 50-55 vaječníky 6-10 pojivová tkáň 50-60 oční čočka 6-12 mícha 50-60 ledvina 20-30 mozek 55-70 štítná žláza 20-40 hypofýza 40-50 plíce 23-28 periferní nervy 65-77 kůže 30-40 sliznice 65-77 játra 35-40 kost a chrupavka více 70 kostní dřeň 40-50 růstová chrupavka dětí 15-25 srdce 43-50 sval více 70 Tabulka 3: Hodnoty tolerančních dávek orgánů a tkání [4]
28
1.2.3
TECHNIKA OZAŘOVÁNÍ
Volbou správné techniky ozařování se sníží objem ozáření zdravých tkání a je možné dodržet toleranční dávky rizikových orgánů vyskytujících se v blízkosti nádorového ložiska. Ozařovací techniky v zevní radioterapii se můžou rozdělit podle počtu a uspořádání polí, další skupinu pak tvoří speciální ozařovací techniky. [4] Uspořádání polí může být koplanární (v jedné rovině), nebo non – koplanární (ve více rovinách), kterého lze docílit změnou polohy stolu. Počet polí je různý a záleží na typu léčby, lokalizaci nádoru, jeho rozsahu, ale i stavu pacienta či vybavení pracoviště. Nejjednodušší je technika jednoho pole. U techniky dvou polí mohou být centrální paprsky na jedné ose (protilehlá pole), tangenciální pole jsou tečná (např. při ozařování prsu), nebo svírají úhel (konvergentní pole). Y – technika, kdy centrální paprsky svírají úhel 120° a T – technika, u které centrální paprsky svírají úhel 90° patří k technikám tří polí. Do techniky čtyř polí se řadí tzv. křížový oheň a BOX technika. [4] Konformní radioterapie (z angl. conform - přizpůsobit) je technika, při které se ozařovaný objem přizpůsobí nepravidelnému tvaru cílového objemu. Mezi vyspělejší techniky konformní radioterapie se řadí radioterapie s modulovanou intenzitou svazku a stereotaktické ozařování. [4] Radioterapie s modulovanou intenzitou (IMRT – intensity modulated radiation therapy) je technika, při které je kromě přizpůsobení svazku záření tvaru cílového objemu přizpůsobena i intenzita (fluence) svazku. Modulaci svazku je možné dvěma způsoby pomocí vícelamelového kolimátoru (MLC). Klinicky více využívanou je dynamická metoda („klouzajících polí“ – sliding window), kdy lamely mění svou polohu průběžně, určitou rychlostí. Ozáření tedy probíhá bez přerušení. U druhé metody mnoha statických segmentů (multiple static segments, step and shoot) je svazek záření při pohybu lamel přerušen. Navýšení dávky v určitém menším objemu, který je částí PTV, se používá pojem simultánní integrovaný boost (SIB). IMRT se nejčastěji využívá u nádorů ORL, prostaty, báze lební, mozku a gynekologických malignit. [2][4] Stereotaktické ozáření se využívá v léčbě intrakraniálních nebo extrakraniálních nádorů. Hlavní charakteristikou je strmý gradient dávky vně cílového objemu (možnost aplikovat vysokou dávku záření s prudkým poklesem dávky do okolí). K přesné lokalizaci dochází pomocí trojrozměrného koordinačního systému a zobrazení CT/MRI. Fixace je prováděná invazivně pomocí stereotaktického rámu, nebo neinvazivně pomocí stereotaktické masky. [4]
29
Obrazem řízená radioterapie (IGRT – image – guided radiotherapy) využívá zobrazovací metody v průběhu ozařování, což vede k přesnějšímu ozáření. Lineární urychlovače pro IGRT jsou vybaveny zobrazovacími systémy, které umožňují snímat ozařovanou oblast před nebo v průběhu vlastního ozáření. Srovnáním získaného obrazu se snímkem plánovacím je možné zjistit a korigovat vzniklé odchylky. [2] [4]
30
1.3
Radiační ochrana
Lékařské ozáření je termín označující vystavení pacientů ionizujícímu záření v rámci diagnostiky onemocnění nebo jeho léčby. Každé ozáření musí podléhat principům odůvodnění a optimalizace. Indikace k ozáření musí být argumentována tím, že přínos z vyšetření nebo léčby převyšuje všechna rizika, která ozářením vznikají nebo mohou vzniknout. V rámci optimalizace je potřeba se řídit principem ALARA („as low as reasonably achievable“ – tak nízké jak je jen možné dosáhnout). Všechny individuální dávky nemají překročit stanovené limity. Ty jsou nastaveny tak, aby jejich dodržení vyloučilo deterministické účinky a omezilo účinky stochastické. [3] Deterministické účinky vznikají tehdy, překročí – li dávka určitý práh. S rostoucí dávkou nad prahem roste počet poškozených jedinců i závažnost poškození. Tyto účinky jako je akutní nemoc z ozáření, katarakta, fertilita vznikají krátce po ozáření, v rámci několika dnů, týdnů. [3] Stochastické účinky jsou bezprahové, každé zvýšení dávky je spojeno s úměrným zvýšením účinků. Mezi stochastické účinky se řadí vznik zhoubných nádorů (leukemie, sarkomy) a genetické mutace, které se objevují náhodně v různém časovém odstupu. Všechny limity ozáření týkající se obyvatelstva, pracovníku se zdroji záření jsou v ČR uvedeny ve Vyhlášce č. 307/2002 Sb. (lékařské expozice jsou z limitů vyňaty). Právní a hygienické normy z oblasti radiační ochrany jsou uvedeny v zákoně č. 18/1997 Sb. (atomový zákon, o mírovém využívání jaderné energie a ionizujícího záření). Nad dodržením zákona v ČR dohlíží SUJB (Státní úřad pro jadernou bezpečnost). [3] [4] [8]
31
2 PRAKTICKÁ ČÁST 2.1
Cíl, hypotézy
Cílem práce je poukázat na to, že nové zobrazovací metody a jejich fúze obrazu nám umožňují přesnější zakreslení cílových struktur. Předpokládám, že vytvoření ozařovacího plánu u karcinomu prostaty pomocí fúze CT/MR povede k zmenšení výsledného cílového objemu. Dále se domnívám, že výsledná dávka u rizikových orgánů (rektum, močový měchýř) bude menší při zakreslení na fúzovaném obraze než při zakreslení na CT snímku, tudíž, tyto rizikové orgány budou více šetřeny. Výsledky výzkumu by mohly doporučit výběr vhodných zobrazovacích metod pro plánování radioterapie u vybrané diagnózy.
2.2
Metodika práce
V práci byly použity data pacientů léčených v Masarykově onkologickém ústavu v Brně. V roce 2012 bylo ozářeno 170 pacientů, u kterých bylo k plánování ozáření použito fúze CT s MR obrazem. Indikace k vyšetření byly různé. Ve výzkumu je hodnoceno 12 pacientů s adenokarcinomem prostaty. Charakteristika nádoru pacientů (staging a histopatologický grading) je v tabulce (Tab. 4.) Tabulka 4: Charakteristika pacientů Pacient 1. 2. 3. 4. 5. 6. 7. 8. 9. 10. 11. 12.
TNM klasifikace T1aNXM0 T2bN0M0 T1N0M0 T1cN0M0 T2N0M0 T1cN0M0 T1cN0M0 T1cN0M0 T1cN0M0 T2aN0M0 T2cN0M0 T3N0M0
(Zdroj: autor)
32
Gleason skóre GS 6 GS 6 GS 6 GS 7 GS 6 GS 7 GS 6 GS 6 GS 7 GS 5 GS7 GS 9
2.3
Vlastní výzkum
Výzkum se opírá o data pacientů s adenokarcinomem prostaty ozařovaných v MOÚ v Brně, u kterých byl cílový objem zakreslen na fúzovaném obraze CT s MR obrazem. Velikosti cílových objemů CTV zakreslených na CT obraze a CTV2 zakreslených na fúzovaném obraze jsou v tabulce (Tab. 5). Hodnotila jsem, jaký je procentuální rozdíl těchto objemů, zda je rozdíl mezi CTV na CT a CTV na fúzovaném obraze statisticky významný.
Tabulka 5: Velikost CTV a CTV2 Pacient 1. 2. 3. 4. 5. 6. 7. 8. 9. 10. 11. 12.
CTV (cm3) 55,58 74,16 33,83 39,41 62,22 39,31 29,09 45,89 20,34 23,69 89,84 30,19
CTV2 (cm3) 52 69,57 25,07 48,4 70,49 53,55 29,36 43,51 35,24 43,97 112,74 38,88
(Zdroj: autor)
Ze zakresleného CTV bylo pro ozařovací plány zakresleno PTV (CTV s lemem + 1 cm všemi směry, jen směrem k rektu 0,8 cm). Jako PTV je označen plánovací cílový objem pouze na CT, PTV2 je označen plánovací objem zakreslený na fúzovaném obraze. Zkoumala jsme dávkové zatížení rizikových struktur: rekta a močového měchýře. U rekta jsem porovnávala procentuální zatížení objemu u dávky 50 Gy a 70 Gy. U močového měchýře jsem hodnotila procentuální zatížení objemu u dávky 50 Gy.
33
2.4
Výsledky výzkumu
Výzkum je proveden z dat nasbíraných v MOÚ v Brně. Všechna nasbíraná data4, která byla použita ve výzkumu, jsou v následující tabulce (Tab. 6).
Tabulka 6: Výsledky výzkumu
Močový měchýř [%] Pacient 1. 2. 3. 4. 5. 6. 7. 8. 9. 10. 11. 12.
V50 24,6 41,5 21,6 31,1 30,4 24,9 42,4 29,8 27,3 18,5 31,3 35,6
V50 2 28,9 41,5 20,48 32,9 28,8 20,4 38,7 36,5 28,9 20,0 33,7 46,6
CTV [cm3]
Rektum [%] V50r 30,0 30,2 50,14 32,3 28,6 38,5 26,8 22,3 34,6 12,9 55,8 53,3
V50r2 19,2 29,7 46,45 31,4 28,5 34,9 27,6 19,0 37,2 19,5 56,7 63,6
V70r 17,6 20,2 36,6 17,8 10,0 12,7 13,6 12,8 11,9 4,3 10,7 13,9
V70r2 8,5 14,7 32,59 16,6 10,9 16,3 13,9 10,7 16,8 10,7 15,3 24,3
(Zdroj: autor)
4
Číslem 2 jsou označena data získaná z fúzovaného obrazu CT/MR.
34
CTV 55,58 74,16 33,83 39,41 62,22 39,31 29,09 45,89 20,34 23,69 89,84 30,19
CTV2 52,0 69,57 25,07 48,4 70,49 53,55 29,36 43,51 35,24 43,97 112,74 38,88
U jednotlivých pacientů jsem porovnávala cílovým objem zakreslený na CT obraze (CTV) a na fúzovaném obraze (CTV2). Přičemž jako 100% je objem na samotném CT. Tabulka 7 vyjadřuje procentuální rozdíl cílových objemů.
Tabulka 7: Procentuální rozdíl cílových objemů Pacient
CTV (cm3)
CTV2 (cm3)
Rozdíl
1.
55,58
52
93,56%
2. 3. 4. 5. 6. 7. 8. 9. 10. 11. 12.
74,16 33,83 39,41 62,22 39,31 29,09 45,89 20,34 23,69 89,84 30,19
69,57 25,07 48,4 70,49 53,55 29,36 43,51 35,24 43,97 112,74 38,88
93,81% 74,11% 122,81% 113,29% 136,22% 100,93% 94,81% 173,25% 185,61% 125,49% 128,78%
(Zdroj: autor)
Z výsledků je zřejmé, že u čtyř pacientů je cílový objem naplánovaný podle fúzovaného obrazu (CTV2) menší než cílový objem naplánovaný jen podle CT. U jednoho pacienta je rozdíl 0,93 %. U zbylých sedmi pacientů je objem plánovaný jen podle CT menší než objem plánovaný pomocí CT/MR fúze.
35
Graf č. 1 znázorňuje procentuální rozdíl mezi cílovým objemem zakresleným podle CT (CTV), nebo podle fúze CT/MR (CTV2). Podle grafu můžeme zjistit, že cílovým objem naplánovaný podle fúze CT/MR je větší než objem naplánovaný podle samotného CT. Procentuální hodnota u CTV je 45,3 % a u CTV2 51,9%. Směrodatná odchylka je u CTV 21,3 a u CTV2 23,7.
Graf 1: Procentuální podíl CTV a CTV2 63 52,5 42 CTV
[%] 31,5
CTV2 21 10,5 45,3
51,9
CTV
CTV2
0 (Zdroj: autor)
Tabulka 8: Tabulka dat ke grafu 1 CTV CTV2 průměrná hodnota
45,3 51,9
směrodatná odchylka 21,3 23,7 (Zdroj: autor)
36
V grafu č. 2 je zobrazena průměrná hodnota dávkového zatížení močového měchýře u plánování podle CT (V50mm) a u plánování podle fúzovaného obrazu (V50mm2). Z grafu vyplývá, že větší zatížení močového měchýře je u plánování podle fúzovaného obrazu. Průměrná hodnota u V50mm je 29,9 % a u V50mm2 je 31,4 %. Směrodatná odchylka má hodnotu u V50mm 7,3 a u V50mm 2 má hodnotu 8,6.
Graf 2: Močový měchýř V50 33
31,5 V50mm
[%]
V50mm2 30
29,9
31,4
V50mm
V50mm2
28,5
(Zdroj: autor)
Tabulka 9: Tabulka dat ke Grafu 2 V50mm V50mm2 29,9 31,4 průměrná hodnota 7,3 8,6 směrodatná odchylka (Zdroj: autor)
37
Graf č. 3 znázorňuje zatížení rekta dávkou 50 Gy u plánování podle CT (V50r) a u plánování podle fúze (V50r2). Jak znázorňuje tento graf, hodnoty V50r a V50r2 se liší pouze o 0,1 %. Hodnota V50r (plánování podle samotného CT) je vyšší. Směrodatná odchylka u V50r je 12,9 a u V50r2 14,5.
Graf 3: Rektum V50 36
V50r
[%] 34,5
V50r2
34,6
34,5
V50r
V50r2
33
(Zdroj: autor)
Tabulka 10: Tabulka dat ke grafu 3 V50r V50r2 34,6 34,5 průměrná hodnota 14,5 směrodatná odchylka 12,9 (Zdroj: autor)
38
V grafu č. 4 je vidět jaké procento rekta bylo ozářeno dávkou 70 Gy. U plánování bez fúze bylo ozářeno 15,2% rekta, u fúzovaného obrazu 15,9% rekta. Směrodatná odchylka je v prvním případě (V70r) 7,9 a u V70r2 je 6,7.
Graf 4: Rektum V70 16,5
V70r
15
[%]
V70r2
15,2
15,9
V70r
V70r2
13,5 (Zdroj: autor)
Tabulka 11: Tabulka dat ke grafu 4 V70r V70r2 průměrná hodnota 15,2 15,9 6,7 směrodatná odchylka 7,9 (Zdroj: autor)
39
2.5
Statistické zpracování
Statistickému zpracování byl podroben soubor pacientů s adenokarcinomem prostaty. Následující tabulka (Tab. 11) poskytuje číselné charakteristiky proměnných.
Tabulka 12: Číselné charakteristiky proměnných
(Zdroj: autor)
Abychom zjistili, jestli získané výsledky jsou statisticky významné, byly testovány hypotézy o shodě středních hodnot příslušných dvojic proměnných.
Získané výsledky:
a) Proměnné „V50mm“ a „V50mm2“ Nulová hypotéza: Proměnné „V50mm“ a „V50mm2“ mají stejné střední hodnoty. Alternativní hypotéza: Proměnné „V50mm“ a „V50mm2“ mají různé střední hodnoty. Výsledky párového t-testu: Hodnota testové statistiky je -1,22, počet stupňů volnosti = 11, p-hodnota = 0,2477, nulovou hypotézu tedy nezamítáme na hladině významnosti 0,05.
b) Proměnné „V50r“ a „V50r2“ Nulová hypotéza: Proměnné „V50r“ a „V50r2“ mají stejné střední hodnoty. Alternativní hypotéza: Proměnné „V50r“ a „V50r2“ mají různé střední hodnoty. Výsledky párového t-testu: Hodnota testové statistiky je 0,09, počet stupňů volnosti = 11, p-hodnota = 0,9288, nulovou hypotézu tedy nezamítáme na hladině významnosti 0,05. 40
c) Proměnné „V70r“ a „V70r2“ Nulová hypotéza: Proměnné „V70r“ a „V70r2“ mají stejné střední hodnoty. Alternativní hypotéza: Proměnné „V70r“ a „V70r2“mají různé střední hodnoty. Výsledky párového t-testu: Hodnota testové statistiky je -0,48, p-hodnota = 0,6407, nulovou hypotézu tedy nezamítáme na hladině významnosti 0,05.
d) Proměnné „CTV“ a „CTV2“ Nulová hypotéza: Proměnné „CTV“ a „CTV2“mají stejné střední hodnoty. Alternativní hypotéza: Proměnné „CTV“ a „CTV2“mají různé střední hodnoty. Výsledky párového t-testu: Hodnota testové statistiky je -2,21, počet stupňů volnosti = 11, p-hodnota = 0,0492, nulovou hypotézu zamítáme na hladině významnosti 0,05.
Z výsledků testování nulových hypotéz vyplývá, že jako statisticky významné vyšlo jen porovnání CTV a CTV2, p- hodnota 0,049. Ostatní porovnávané parametry (V50mm a V50mm2; V50r a V50r2; V70r a V70r2) nejsou statisticky významné, tudíž rozdíly jsou dané náhodou.
41
2.6
Diskuze
Cílem praktické části bakalářské práce bylo zjistit, zda použití moderních zobrazovacích metod, fúze obrazu při vytvoření ozařovacích plánů, pomůže v přesnější lokalizaci nádoru a tím k přesnějšímu zakreslení cílových struktur. Data použita k výzkumu byla získaná z nemocničního systému Kliniky radiační onkologie Masarykova onkologického ústavu v Brně. Výzkum byl proveden u 12 pacientů s adenokarcinomem prostaty, u kterých bylo k plánování cílového objemu použito fúze CT a MR obrazu. Pro porovnání zakreslených cílových objemů a procentuálního zatížení kritických orgánů bylo zakreslení cílového objemu jen pomocí CT obrazu provedeno dodatečně. Byly vypracovány ozařovací plány pro obě varianty cílového objemu. Jedním z předpokladů bylo, že zakreslení cílového objemu pomocí CT/MR fúze bude přesnější a povede ke zmenšení výsledného CTV. Ze získaných dat jsem zjistila, že u čtyř pacientů byl cílový objem zakreslený na fúzovaném obraze menší než objem zakreslený na CT. Podle statistického zpracování je tedy rozdíl cílových objemů zakreslených jen na CT a na CT/MR obraze významný (p-hodnota 0,049). U zbylých pacientů byl cílový objem zakreslený na samotném CT menší než na fúzovaném obraze. Tento výsledek mohl být dán tím, že se jednalo o nesourodou skupinu pacientů. U některých pacientů byla zakreslená prostata bez semenných váčků, u některých se semennými váčky. Cílový objem naplánovaný podle CT se pohyboval v rozmezí 20,34 cm3 – 89,84 cm3, u fúze v rozmezí 25,07 cm3-112,79 cm3. Dalším předpokladem bylo, že přesnějším zakreslením cílového objemu pomocí fúze CT/MR dojde ke zmenšení dávky v kritických orgánech. Procentuální zatížení dávkou 50 Gy bylo porovnáno u močového měchýře a u rekta jsme porovnali zatížení u dávky 50 Gy a 70 Gy. Z výsledků získaných porovnáním dat u močového měchýře je zřejmé, že větší procentuální zatížení vzniklo u plánování pomocí fúze obrazu. Rozdíl obou hodnot je 1,5%. Ze statistického hlediska jsou porovnávané parametry nevýznamné, rozdíly jsou dané náhodně. Rozdílné dávkové zatížení může být vysvětleno různou náplní močového měchýře při snímání, nepřesným zakreslením cílového objemu na samotném CT. Procentuální zatížení rekta, jsme hodnotili u dávky 50 Gy a 70 Gy. Jak jsem předpokládala, zatížení rekta dávkou 50 Gy bylo u fúze menší než u samotného CT. Rozdíl 42
průměrných hodnot je ale pouze 0,1% (34,6 u CT, 34,5 u fúze) což nelze pokládat za statisticky významný rozdíl. U zatížení rekta dávkou 70 Gy se průměrné hodnoty lišily o 0,7% (15,2 u CT, 15,9 u fúze). Fúze CT/MR v tomto případě nepřispěla ke zmenšení zatížení rekta. Z výše uvedených informací vyplývá, že rozdíly v plánování radioterapie pomocí CT/MR fúze a samotného CT jsou relativně malé. U dávkového zatížení kritických orgánů jsou rozdíly náhodné. Nejde proto jednoznačně konstatovat, že plánování pomocí CT/MR fúze vede k zmenšení dávky u rizikových struktur. Konečné výsledky mohou být ovlivněny různými faktory, na ty musíme brát ohled při vyvozování důsledků. Protože k porovnání cílových objemů bylo zapotřebí zpětně zakreslit CTV u CT, výzkum byl proveden u malé skupiny pacientů. Cílový objem byl zakreslován různými lékaři, a proto bylo CTV v některých případech menší na CT než na fúzovaném obraze. Dalším faktem je to, že každý pacient je odlišný, tudíž je potřeba individuální přístup k zakreslování cílových objemů k plánování radioterapie. Předpokládané výsledky se potvrdily jen u jednoho pacienta. Jeho DVH je součástí přílohy, kde graf s trojúhelníky znázorňuje dávkové rozložení pro PTV a graf s tečkami dávkové rozložení pro PTV2. U dalšího pacienta se hypotéza potvrdila u CTV a dávkového zatížení rekta. U zatížení močového měchýře dávkou 50 Gy byly hodnoty stejné.
43
3 ZÁVĚR V radioterapii hrají zobrazovací metody významnou roli. Poskytují nám informace o lokalizaci nádoru, slouží k plánování ozáření a také k verifikaci léčby. Jsou tedy nezbytnou součástí v celém procesu péče o pacienta. Správný výběr zobrazovací metody vede k získání přesnějších informací o požadované oblasti a tím umožňuje kvalitnější péči o pacienta. S vývojem techniky se zobrazovací metody stále zdokonalují a je tedy možné pomocí různých softwarů spojovat obrazy získané pomocí různých metod. Tento proces fúze obrazu se ve velké míře využívá v radioterapii, kde se uplatňuje při tvorbě ozařovacích plánů. Pomocí fúze obrazů lze získat přesnější rozlišení tumoru od zdravé okolní tkáně. To nám pomáhá v tvorbě takových ozařovacích plánů, kde je možné aplikovat co nejvyšší dávku přímo do nádoru a zároveň šetřit okolní tkáně. Zabráníme také vzniku nežádoucích účinků, které by mohly zhoršit stav pacienta a komplikovat další léčbu. Vzhledem k velké variabilitě při zakreslování cílových objemů jednotlivými lékaři je fúze nezbytná pro správné stanovení cílových objemů. Z těchto důvodů by měla být standardní součástí plánování RT u karcinomu prostaty.
44
4 POUŽITÉ ZKRATKY ALARA
as low as reasonably achievable
tak nízké jak je jen možní dosáhnout
APARA
as precisely as readly achievable
tak přesné jak je jen možné dosáhnout
B
magnetická indukce
BEV
Beam Eye View
z pohledu svazku záření
BRT
Brachytherapy
brachyradioterapie
C
Carbon
uhlík
CT
Computed Tomography
Počítačová tomografie
CTV
Clinical Target Volume
klinický cílový objem
DRR
Digitally Reconstructed Radiograph digitálně rekonstruovaný radiogram
DTPA
Diethylene triamine pentaacetic
kyselina dietylen tri amin
acid
penta octová
DVH
Dose Volume Histogram
objemový histogram
F
Flourum
fluor
FDG
Fludeoxyglucose
18-fluordeoxyglukosa
FLT
Fluoro-L-thymidine
18
FOV
Field Of View
zobrazované pole
GIT
Gastrointestinal tract
gastrointestinální trakt
GTV
Gross Tumor Volume
nádorový objem
Gy
gray
jednotka dávky
HU
Hounsfield Unit
jednotka denzity
ICRU
International Commission on
Mezinárodní komise pro jednotky
F-fluoro-L-thymidin
Radiation Units and Measurements a měření IGRT
Image Guided Radiotherapy
obrazem řízená radioterapie
IMRT
Intensity Modulated
radioterapie s modulovanou intenzitou
Radiation Therapy IR
Inversion Recovery
obrácená sekvence
IV
Irradiated Volume
ozářený objem
KL
kontrastní látka
kV
kilovolt
jednotka elektrického napětí
mAs
miliamper sekunda
jednotka elektrického náboje
MET
11
11
MIP
Multiplanar Reconstruction
C-methionine
C-methionin
multiplanární rekonstrukce 45
MHz
megahertz
jednotka frekvence
MLC
Multilamellar Collimator
vícelamelový kolimátor
MOÚ
Masarykův onkologický ústav
MR, MRI
Magnetic Resonance Imaging
Magnetická rezonance
N
Nitrogenium
dusík
Na
Natrium
sodík
např.
například
O
Oxygenium
kyslík
OAR
Organs At Risk
kritické orgány
ORL
Otolaryngology
otorhinolaryngologie
PD
Proton Denzity
podle protonové hustoty
PET
Positron Emission Tomography
Pozitronová emisní tomografie
PTV
Planning Tumor Volume
plánovací cílový objem
rtg
rentgen
SE
Spin Echo
spin echo
SIB
Simultaneous Integrated Boost
simultánní integrovaný boost
T
tesla
jednotka magnetické indukce
T1, T2
časová konstanta
TD
Tolerance Dose
toleranční dávky
TE
Time to Echo
čas do ozvěny
TR
Time to Repeat
opakovací čas sekvence
TRT, ERT
Teletherapy
teleterapie
TV
Treated Volume
léčený objem
tzv.
takzvaný
γ
gyromagnetický poměr
ω
larmorova frekvence
46
5 SEZNAM ZDROJŮ 5.1
Použitá literatura
[1]
FERDA, Jiří, Milan NOVÁK a Boris KREUZBERG. Výpočetní tomografie.
Praha: Galén, c2002, 663 s. ISBN 80-726-2172-6.
[2]
HALPERIN, Edward C, Carlos A PEREZ a Luther W BRADY. Perez and
Brady's Principles and Practice of Radiation Oncology. 5th ed. Philadelphia: Wolters Kluwer Health/Lippincott Williams, c2008, xxxii, 2106 p. ISBN 07-8176369-X.
[3]
HUŠÁK, Václav. Radiační ochrana pro radiologické asistenty. 1. vyd.
Olomouc:
[4]
Univerzita Palackého,
2009,
138 s.
ISBN 978-802-4423-500.
HYNKOVÁ, Ludmila a Pavel ŠLAMPA. Radiační onkologie - učební texty. 1.
vyd. Brno: Masarykův onkologický ústav, 2009, 242 s. ISBN 978-808-6793-139.
[5]
KUPKA, Karel, Jozef KUBINYI a Martin ŠÁMAL. Nukleární medicína. 1.
vyd.
[6]
Praha:
P3K,
c2007,
185,
xiv
s.
ISBN
978-809-0358-492.
NEKULA, Josef. Radiologie. 3. vyd. Olomouc: Univerzita Palackého, 2005,
205 s. ISBN 80-244-1011-7.
[7]
ŠLAMPA, Pavel. Radiační onkologie v praxi. 3. aktualiz. vyd. Brno:
Masarykův onkologický ústav, 2011, 319 s. ISBN 978-808-6793-191.
[8]
ŠLAMPA, Pavel a Jiří PETERA. Radiační onkologie. Praha: Karolinum,
c2007, xviii, 457 s. ISBN 978-802-4614-434.
[9]
VÁLEK, Vlastimil a Jan ŽIŽKA. Moderní diagnostické metody. 1. vyd. Brno:
Institut pro další vzdělávání pracovníků ve zdravotnictví, 1996, 43 s. ISBN 80-7013225-6.
47
[10]
VÁLEK, Vlastimil a Pavel ELIÁŠ. Moderní diagnostické metody. 1. vyd.
Brno: IDVPZ, 1998, 84 s. ISBN 80-701-3294-9.
5.2
Internetové zdroje
[11]
Počítačová tomografie a Hounsfieldovy jednotky. In: WikiSkripta [online]. [cit.
2013-03-18]. Dostupné z: http://www.wikiskripta.eu/index.php/Po%C4%8D%C3%ADta%C4%8Dov%C3%A 1_tomografie_a_Hounsfieldovy_jednotky
[12]
Princip magnetické rezonanční tomografie. In: WikiSkripta [online]. [cit. 2013-
02-18]. Dostupné z: http://www.wikiskripta.eu/index.php/Princip_magnetick%C3%A9_rezonan%C4%8 Dn%C3%AD_tomografie
[13]
PET. In: WikiSkripta [online]. [cit. 2013-03-02]. Dostupné z:
http://www.wikiskripta.eu/index.php/PET
[14]
MRI portal [online]. 2008-2010 [cit. 2013-02-15]. Dostupné z: http://www.mri-
portal.com/
[15]
Informace pro pacienty: Magnetická rezonanace. Radiologická společnost:
České lékařské společnosti J. E. Purkyně[online]. 2013 [cit. 2013-02-15]. Dostupné z: http://www.crs.cz/cs/informace-pro-pacienty/magneticka-rezonance-mr.html
[16]
Zobrazování pomocí MR. FMRI Brno [online]. 2004 [cit. 2013-02-13].
Dostupné z: http://fmri.mchmi.com/main_index.php?strana=14
[17]
ULLMANN, Vojtěch. Astro Nukl Fyzika [online]. [cit. 2013-02-03].
Dostupné z: http://astronuklfyzika.cz/
48
[18]
Hybridní pozitronová a výpočetní tomografie (PET/CT). Klinika nukleární
medicíny: Lékařské fakulty UP [online]. 2011 [cit. 2013-02-6]. Dostupné z: http://www.lf.upol.cz/menu/struktura-lf/kliniky/klinika-nuklearnimediciny/pedagogicka-cinnost/hybridni-pozitronova-a-vypocetni-tomografie-petct/
[19]
Usefulness of CT-MRI fusion in radiotherapy planning for localized prostate
cancer. PubMed.gov [online]. [cit. 2013-03-18]. Dostupné z: http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/21959829
[20]
Oxford Journals: Journal of the ICRU. In: Oxford Journals: Journal of the
ICRU [online]. [cit. 2013-03-07]. Dostupné z: http://jicru.oxfordjournals.org/content/4/1/21/F1.large.jpg
[21]
Clinical Utility of PET in a Variety of Tumor Types. Journal of the National
Comprehensive Cancer Network: JNCCN. 2009, č. 7. ISSN 1540-1405. Dostupné z: http://www.nccn.org/JNCCN/PDF/2009_PET_TF.pdf
[22]
Radiační onkologie 2010. Hradec Králové: Klinika onkologie a radioterapie
LFUK a FN Hradec Králové, 2010. ISBN 978-80-254-6111-2. Dostupné z: https://docs.google.com/viewer?a=v&q=cache:k7DNONv7rxsJ:www.lfhk.cuni.cz/on kol/NEW/soubory/RO-2010web.pdf+&hl=cs&gl=cz&pid=bl&srcid=ADGEESgnP6cx0llaftLWMfbSZirQELxDqCW QxANKgU9cLSBGhtqmEORKeFKuCMkvsQFE1HKjOZcBlwpDHbNpxv9JAPw14Lsf rGzcJTcIfmmyeG60bPDuXsOcRnZDuaGqK9adMUirEC7h&sig=AHIEtbQgWPAlFrE GO96SCoi4A3efHfYuxQ
[23] Význam PET v diagnostice, léčbě a predikci léčebné odpovědi karcinomu hrdla děložního u pacientek léčených radioterapií[online]. Brno, 2008 [cit. 2013-03-8]. Dostupné z: https://is.muni.cz/auth/th/19078/lf_d/prace.pdf. Diseratační práce. Masarykova univerzita.
[24]
18F-Fluoro-L-Thymidine and 11C-Methylmethionine as Markers of Increased
Transport and Proliferation in Brain Tumors.THE JOURNAL OF NUCLEAR MEDICINE [online]. 2005, č. 12 [cit. 2013-03-18]. ISSN 2159-662X. Dostupné z: http://jnm.snmjournals.org/content/46/12/1948.full
49
[25] Use of 11F-fluorothymidine positron emission tomography in brain tumor. PubMed.gov [online]. [cit. 2013-03-18]. Dostupné z: http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/19621774
50
6 SEZNAM PŘÍLOH 6.1
Seznam obrázků
Obrázek 1: Základní princip výpočetní tomografie ............................................................ 9 Obrázek 2: MRI mozku (PD, T1 a T2 – vážený obraz) .................................................... 17 Obrázek 3: Snímek CT u pacientky s dg ca cervix uteri.................................................... 22 Obrázek 4: Fúze PET/CT u téže pacientky ...................................................................... 22 Obrázek 5: Definice cílového objemu podle ICRU Reportu 50 ........................................ 26
6.2
Seznam tabulek
Tabulka 1: Běžné hodnoty denzit tkání a patologických ložisek ...................................... 10 Tabulka 2: Intenzity signálu některých tkání v SE sekvenci ............................................ 16 Tabulka 3: Hodnoty tolerančních dávek orgánů a tkání ................................................... 28 Tabulka 4: Charakteristika pacientů ................................................................................. 32 Tabulka 5: Velikost CTV a CTV2.................................................................................... 33 Tabulka 6: Výsledky výzkumu ......................................................................................... 34 Tabulka 7: Procentuální rozdíl cílových objemů............................................................... 35 Tabulka 8: Tabulka dat ke grafu 1 .................................................................................... 36 Tabulka 9: Tabulka dat ke Grafu 2 ................................................................................... 37 Tabulka 10: Tabulka dat ke grafu 3 .................................................................................. 38 Tabulka 11: Tabulka dat ke grafu 4 .................................................................................. 39 Tabulka 12: Číselné charakteristiky proměnných ............................................................. 40
6.3
Seznam grafů
Graf 1: Procentuální podíl CTV a CTV2 .......................................................................... 36 Graf 2: Močový měchýř V50 ......................................................................................... 37 Graf 3: Rektum V50 ........................................................................................................ 38 Graf 4: Rektum V70 ........................................................................................................ 39
51
6.4
Další přílohy
Příloha 1: TNM klasifikace nádoru (Zdroj: http://zdravi.e15.cz/clanek/postgradualni-medicina/lecba-karcinomu-zaludku-agastroezofagealni-junkce-464248)
52
Příloha 2: Gleasonovo skóre u karcinomu prostaty (Zdroj: http://prostate-cancer.org/the-gleason-score-a-significant-biologic-manifestationof-prostate-cancer-aggressiveness-on-biopsy/)
Příloha 3: Histogram (Zdroj: MOÚ) 53
