Giordana Salvi de Souza 1, Guilherme Ribeiro Garcia 1, Luis Felipe Silva Toschi 1, Carlos Jader Feldman 1

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1 XXI Congresso Brasileiro de Física Médica 24 a 27 de Agosto de 2016 Florianópolis Avaliação da qualidade de imagem com artefatos metálicos em tomografia computadorizada de dupla energia com reconstrução em MARs Evaluation of images containing metal artifacts in dual energy CT with reconstruction MARs Giordana Salvi de Souza 1, Guilherme Ribeiro Garcia 1, Luis Felipe Silva Toschi 1, Carlos Jader Feldman 1 1 Serviço de Investigação Diagnóstica por Imagem Ltda, Porto Alegre, Brasil Resumo Em tomografia computadorizada (TC), o termo artefato é aplicado a qualquer discrepância entre os números de TC na imagem reconstruída e os verdadeiros valores do coeficiente de atenuação do objeto. Este estudo visa avaliar a redução de artefatos em tomografia computadorizada de dupla energia utilizando o algoritmo de reconstrução MARs (do inglês, Metal Artifact Reduction Software). Foram realizadas duas aquisições de imagens no tomógrafo da GE Discovery CTHD 750, no modo normal em 120 kv e no modo espectral em 80kV-140kV e analisou-se a uniformidade, ruído e linearidade do número de TC e denotou-se um comportamento semelhante em ambas técnicas. No que tange a reconstrução em MARs realizada apenas no modo espectral, obteve-se resultados satisfatórios quanto à redução dos artefatos metálicos em função do campo de visão, onde com a diminuição do mesmo tem-se a maior redução nos artefatos. Palavras-chave: processamento de imagens; tomografia computadorizada; reconstrução; MARS; controle de qualidade. Abstract In computed tomography (CT), the artifact term is applied to any discrepancy between the CT numbers in the reconstructed image and the true values of the object attenuation coefficient. This study aims to evaluate the reduction of artifacts in computed tomography dual energy using MARs reconstruction algorithm (Metal Artifact Reduction Software). There were made two acquisitions of images in the GE Discovery CTHD 750 CT scanner, in normal mode at 120 kv and spectral mode in 80kV - 140kV and analyzed uniformity, noise and linearity of the number of CT. A similar behavior was observed in both techniques. Regarding the reconstruction MARs performed only in spectral mode, was obtained satisfactory a result in the reduction of metal artifacts in function to the field of view, where with the decrease of the same has the greatest reduction in artifacts. Keywords: radiation protection; computed tomography; reconstruction MARS; quality control. 1. Introdução Em tomografia computadorizada (TC), o termo artefato é aplicado a qualquer discrepância entre os números de TC na imagem reconstruída e os verdadeiros valores do coeficiente de atenuação do objeto. As imagens de TC são mais propensas a artefatos que radiografias convencionais, pois a imagem é reconstruída a partir de milhões de medições independentes no detector. A técnica de reconstrução assume que todas estas medições são consistentes, por isso, qualquer erro de medida reflete a um erro na reconstrução da imagem 1. Um artefato comum em imagens de TC é artefatos raias ou metálicos causado pela presença de objetos de alta atenuação no campo de visão do tomógrafo. Implantes metálicos, tais como próteses de quadril, grampos cirúrgicos, obturações dentárias podem causar este tipo de artefato 2. A aplicação da tomografia computadorizada (TC) de dupla energia foi proposta na década de 1970 e foi extensivamente estudada ao passar dos anos. Teoricamente, as imagens adquiridas com o método de dupla energia estariam livres de artefatos de endurecimento do feixe 3. A redução destes artefatos e valores mais precisos das atenuações são considerados os principais benefícios da TC de dupla energia. Se a atenuação de raios X de um objeto é medida com dois espectros diferentes (baixo e alto kv), alternando rapidamente de um campo para o próximo, é possível transformar matematicamente as medições de atenuação para a densidade dos dois materiais que seriam necessários para a medida do coeficiente de atenuação. Para a técnica desenvolvida pela GE este método é denominado imageamento espectral gemstone ou GSI (do inglês, Gemstone spectral imaging) 4. Associação Brasileira de Física Médica

2 Para melhorar a visualização de tecidos moles perto do artefato com energia mais baixa, utilizou-se o algoritmo iterativo de redução de artefato metálico ou MARs 5 (do inglês, metal artifact redution software), específico da GE Healthcare (Milwaukee, WI, USA). Com o método GSI-MARs, que utiliza dupla energia, o artefato metálico pode ser segmentado como uma imagem reconstruída com base em um limiar do número de TC e também as regiões carentes em fótons são substituídas por informações derivadas através de medições precisas utilizando a decomposição dos materiais(gsi), melhorando a qualidade da imagem 6. Este estudo avaliou a qualidade de imagem de aquisições em tomografia computadorizada de dupla energia, com reconstrução em MARs, onde as imagens foram reconstruídas em diferentes campos de visão (DFOV). 2. Materiais e Métodos Existem diversos métodos disponíveis para mensurar a qualidade de imagem produzida por equipamentos de tomografia computadorizada. De acordo com a norma IEC , a qualidade da imagem tomográfica deve ser expressa através de parâmetros físicos tais como uniformidade, linearidade do número de TC, resolução espacial e ruído7. O equipamento de tomografia computadorizada utilizado neste estudo foi o tomógrafo GE Healthcare, modelo Discovery CT750 HD. O princípio fundamental da TC de dupla energia é a rápida comutação da tensão de pico (fast kv switching), que tem duração de cerca de 150 milissegundos para alternar de 80 kvp para 140 kvp o espectro de radiação, em uma única rotação. Além de contar com detectores de rápida cintilação denominados Gemstone que possibilitam a aquisição e processamento em tempo mínimo. Estas imagens têm uma melhor visualização de importantes estruturas anatômicas adjacentes das interfaces ósseas ou metálicas4. O phantom utilizado para a avaliação da qualidade da imagem foi o CBCT 8 que possui três secções distintas, que permitem avaliar diferentes parâmetros referentes à qualidade de imagem: uniformidade de campo; ruído da imagem; acurácia do número CT; resolução espacial; artefatos e resolução em contraste. A estrutura (Figura 1.) tem corpo cilíndrico de 160 mm de diâmetro e 160 mm de altura, está dividido em 8 discos de PMMA com 20 mm de altura, sendo 6 discos com um padrão de furos de 4,0 mm de diâmetro, igualmente espaçados de 6,0 mm entre si, um disco uniforme de PMMA e um disco com 7 locais para a inserção de objetos de teste cilíndricos que contém diferentes materiais e estruturas que podem ser intercambiáveis, de diâmetro 35 mm. Artefatos e linearidade Avaliação da uniformidade e ruído Figura 1. Estruturas do phantom CBCT utilizadas neste trabalho 8 : Avaliação Foram realizadas duas aquisições, a primeira aquisição em um protocolo de crânio rotina em modo helicoidal com os parâmetros de aquisição de: 120 kvp, 300 ma, tempo de rotação de 0,4 segundos, pitch de 0,516 e CTDI vol de 40,42 mgy. A segunda aquisição de imagem utilizou-se o modo espectral de dupla energia com os parâmetros de: 80 kvp e 140 kvp, 630 ma, tempo de rotação de 0,5 segundos, pitch de 0,531 e e CTDI vol de 72,32 mgy. As imagens adquiridas com dupla energia foram reconstruídas com o MARs variando o campo de visão em 25 cm, 20 cm e 18 cm, pois o software possibilita a reconstrução de imagens tomográficas com diferentes campos de visão (DFOV). Para a análise das imagens utilizou-se o software gratuito imagej. Foram avaliados os seguintes parâmetros físicos da qualidade de imagem: uniformidade, ruído, linearidade do número de TC e artefatos metálicos Associação Brasileira de Física Médica

3 XXI Congresso Brasileiro de Física Médica 24 a 27 de Agosto de 2016 Florianópolis Uniformidade e Ruído A Figura 1 apresenta o módulo da uniformidade. O método de avaliação baseou-se pelo Guia de Radiodiagnóstico Médico: Segurança e Equipamentos, disponibilizado pela ANVISA 9. Quando um objeto é uniforme, cada pixel deve ter aproximadamente o mesmo valor. Figura 2: Módulo da Uniformidade. Para a avaliação da uniformidade foi selecionada cinco regiões de interesse ou ROI (do inglês, region of interest) circulares com área de 500 mm² na posição central e horárias (3, 6, 9, 12). Em cada ROI foi medido o valor médio do número de TC e o desvio padrão. A uniformidade é calculada entre a diferença dos números de TC da ROI central, e a média das ROIs periféricas. O ruído é o desvio padrão da ROI central. Linearidade A linearidade do número de TC foi medida utilizando os compartimentos de diferentes materiais cujos valores de TC são conhecidos: LPDE, Delrin, PMMA, Alumínio, ar, como apresentado na Figura 2. Figura 3: Módulo Linearidade do Número de TC e Artefatos. Para verificar a linearidade do número de TC foi criada em cada inserção uma ROI, de modo a medir o valor médio, comparando-o com o valor esperado. Para avaliar esta diferença entre os valores, é construído um gráfico do número de TC esperado e o número de TC medido em cada aquisição e reconstrução. A linearidade do número de TC é dada pelo coeficiente de correlação entre os dados e uma reta. Artefatos O objeto metálico causa as estrias escuras e áreas com raias brilhantes em imagens tomográficas - neste caso pela inserção de uma estrutura de Alumínio no phantom - a razão disto é o endurecimento e espalhamento do feixe de raios X 10. A Figura 3 apresenta imagens do artefato com os diferentes método de aquisição de imagens, e com diferentes reconstruções. a) b) Associação Brasileira de Física Médica

4 Número de TC esperado(hu) c) d) Figura 4: a) Crânio Rotina b) GSI-MARs com DFOV de 25 cm c) GSI-MARs com DFOV de 20 cm d) GSI-MARs com DFOV de18 cm Para analisar se houve ou não redução de artefatos metálicos com diferentes protocolos de aquisição e reconstrução foi selecionado em cada imagem uma ROI na parte que continha o artefato, produzido por uma A partir disto, foram obtidos histogramas de cada imagem e por meio da operação de segmentação por thresholding, a quantificação dos artefatos produzidos pelas próteses no phantom. O valor limiar na operação de segmentação por thresholding foi escolhido a partir do pico do histograma, que representa o valor de nível de cinza de maior frequência na imagem. 3. Resultados A Tabela 1 apresenta os protocolos utilizados neste estudo, com o modo de aquisição e reconstrução e o tamanho do DFOV utilizado para a reconstrução. Tabela 1. Comparação da uniformidade e ruído entre os protocolos utilizados Protocolo Modo de aquisição DFOV(cm) A Crânio Rotina 25 B Crânio GSI-MARs 25 C Crânio GSI-MARs 20 D Crânio GSI- MARs 18 A tabela 2 apresenta a comparação entre a uniformidade e ruído, dado em HU, das imagens adquiridas com diferentes métodos. Tabela 2. Comparação da uniformidade e ruído entre os protocolos utilizados. Protocolo Uniformidade (HU) Ruído (HU) A 0,198 0,68 B 1,774 0,64 C 0,531 0,63 D 0,916 0,65 Observou-se uma diferença mais significativa da uniformidade entre os protocolos de crânio rotina e de dupla energia. Porém, entre os protocolos de dupla energia com a reconstrução em MARs com diferentes DFOVs não há diferenças que alterariam a qualidade da imagem. Segundo o Guia da ANVISA, a uniformidade pode variar entre ±5 HU, então todas as aquisições realizadas estão conformes. Para analisar a linearidade do número de TC foi utilizado o coeficiente de correlação (R²) entre os valores esperados e medidos. Quanto mais próximo de um este valor, mais linear é a imagem em termos de número de TC. Linearidade do Número de TC 3000 R² = 0,9982 0,9991 0,9993 0, Número de TC medido (HU) Crânio Rotina GSI-MARs - 25 cm Figura 5: Linearidade do Número de TC Associação Brasileira de Física Médica

5 XXI Congresso Brasileiro de Física Médica 24 a 27 de Agosto de 2016 Florianópolis Para todas as aquisições o coeficiente de correlação obteve valor adequado. Não temos diferenças significativas em termos de qualidade de imagem, pois os valores foram muito próximos, e sua diferença pode justificar erros na medida juntamente com o desvio padrão. As figuras de 6 a 9 apresentam a segmentação do artefato metálico por thresolding. Figura 6: Método de aquisição com protocolo de crânio rotina sem reconstrução em MARs. Figura 7: Método GSI-MARs com reconstrução com DFOV em 25 cm. Figura 8: Método GSI-MARs com reconstrução com DFOV em 20 cm. Associação Brasileira de Física Médica Figura 9: Método GSI-MARs com reconstrução com DFOV em 18 cm. Podemos notar qualitativamente, observando as figuras, que o método que melhor reduziu os artefatos metálicos foi com o método GSI-MARs com a reconstrução com o DFOV em 18 cm. 4. Discussão As imagens adquiridas em dupla energia são processadas virtualmente em função de feixes monoenergéticos, fornecem uma resolução de contraste superior do que proporcionada pela aquisição e processamento em apenas um espectro policromático de raios X, otimizando o ruído. No entanto, imagens monocromáticas de baixa energia são menos eficientes na redução de artefato de endurecimento do feixe. O endurecimento do feixe é visto em feixes de raios X policromáticos. Como os raios X passam através do corpo, os fótons com baixa energia são atenuados mais facilmente. Entretanto, a transmissão do feixe não segue um decaimento exponencial com os raios X monocromáticos. Isto é um problema para materiais com alto número atômico (z), como osso, iodo ou metal. Comparando com materiais de baixo número atômico, como água, estes materiais de alto número atômico tem um aumento drástico na atenuação de baixas energias, pois para baixas energias a atenuação é primariamente feita pelo efeito fotoelétrico que é proporcional a z³/e³. Em altas energias, a atenuação é primariamente feita pelo espalhamento Compton, que é proporcional a 1/E. O espalhamento Compton causa nos fótons de raios X uma mudança na direção do feixe de raios X e na energia, tornando-o detectável em outra região do

6 conjunto de detectores, que não corresponde a real posição de interação na atenuação do fóton. Isto cria um grande erro, pois um detector tem uma menor captação e outro maior que o esperado. Fundamentase assim a propriedade da dupla energia de otimizar esses processos de detecção, utilizando uma matriz mais rica em informações de baixa e alta energia 11. Imagens com artefatos metálicos influenciam na qualidade do diagnóstico, reduzindo o contraste, obscurecendo detalhes e prejudicando, assim, a detecção de estruturas de interesse, e nos piores casos, podendo acontecer um resultado falso-positivo 12. Na prática clínica é usual aumentar o kv para diminuir o artefato metálico de uma imagem, pois quanto maior a energia que atravessa o metal, menor é a absorção ou filtração. Entretanto este método tem desvantagens, pois prejudica a diferenciação dos tecidos moles e aumenta a dose no paciente Conclusões Os parâmetros medidos mostraram-se conforme as referências padrão das normas vigentes. As duas técnicas apresentadas apresentaram resultados semelhantes no que tange o estudo da uniformidade do HU, ruído e linearidade do número de TC. A análise dos artefatos foi suficiente para provar uma nítida diferença entre as duas técnicas, onde a dupla energia denota maior potencial de redução nos efeitos decorrentes do endurecimento e espalhamento de feixe. A variação do campo de visão mostrou-se uma ferramenta funcional na reconstrução, onde com a diminuição do mesmo observa-se uma melhora na redução do artefato. Possivelmente pela propriedade da reconstrução em MARs ser iterativa e dessa forma ao reduzir-se a amostra de análise, o software realiza maior número de iterações por área melhorando a imagem final. Referências 1. Barrett, J. F. & Keat, N. Artifacts in CT : Recognition and Avoidance (2004). 2. Mccollough, C. H. Dual-Energy CT Based Monochromatic Imaging (2012). doi: /ajr Alvarez, R. E. & Macovski, A. Energy-selective reconstructions in X-ray computerized tomography. Phys. Med. Biol. 21, (1976). 4. Thorsten R.C. Johnson, Christian Fink, Stefan O. Schönberg, M. F. R. Dual Energy CT in Clinical Practice. (2011). 5. Bach, F., Rodallec, M. & Guerini, H. Virtual Monochromatic Spec- tral Imaging with Fast Kilo- voltage Switching : Reduction of Metal Artifacts at CT (2013). 6. Lee, Y. H., Park, K. K. & Song, H. Metal artefact reduction in gemstone spectral imaging dual-energy CT with and without metal artefact reduction software (2012). doi: /s EUR. European Guidelines on Quality Criteria for Computed Tomography European Guidelines on Quality Criteria. (2000). 8. Holffmann, E. C. Desenvolvimento de uma Metodologia para Controle da Qualidade de Imagens em Equipamentos de Tomografia Computadorizada de Fiexe Cônico Odontológico. Journal of Chemical Information and Modeling 53, (2015). 9. de Mello, R. D. et al. Radiodiagnóstico Médico Segurança e Desempenho de Equipamentos. (2005). 10. Boas, F. E. & Fleischmann, D. CT artifacts : Causes and reduction techniques. 4, (2012). 11. Brook, O. R. & Brook, A. Spectral CT with Metal Artifacts Reduction Software for Improvement of Tumor Visibility in the Vicinity of Gold Fiducial. 263, (2012). 12. Watzke, O. & Kalender, W. A. A pragmatic approach to metal artifact reduction in CT: Merging of metal artifact reduced images. Eur. Radiol. 14, (2004). 13. Bamberg, F. et al. Metal artifact reduction by dual energy computed tomography using monoenergetic extrapolation. Eur. Radiol. 21, (2011). Contato: Luis Felipe Silva Toschi Rua Prof. Freitas e Castro, 481 Porto Alegre, CEP: felipetoschi@sidiltda.com.br 2009 Associação Brasileira de Física Médica