Vychází knížka Radiační ochrana při rentgenových výkonech – to nejdůležitější pro praxi“

V tomto krátkém sdělení bych chtěla s radostí oznámit, že v několika nadcházejících dnech vyjde u nakladatelství Grada moje knížka, která se zabývá mnoha technickými aspekty ohledně rtg zobrazování, včetně radiační ochrany. Knihu si můžete objednat zde. Přeji pěkné čtení :).

Dual energy CT (5)

V několika předešlých příspěvcích jsme si řekli více o dual energy CT (DECT) zobrazování. V tomto článku si řekneme více o technických pokrocích (nejen) v oblasti DECT, které souvisejí s rentgenkami. V budoucnu pak o těch, které souvisejí s detektory a s rekonstrukčními algoritmy.

Jak bylo řečeno již dříve, čtyři velcí výrobci (Canon (dříve Toshiba), GE, Philips i Siemens) poskytují dual energy zobrazení, ačkoliv každý z nich využívá jinou technologii, z nichž každá má své výhody i nevýhody. Nyní něco k pokročilým rentgenkám, které jednotlivé CT skenery s dual energy módem využívají (informace pochází z různých zdrojů, není možné zaručit, že nedošlo k dalšímu pokroku u daného výrobce).

Vzhledem k tomu, že již několik výrobců uvedlo na trh rotační rentgenku (nejedná se o rentgenku s rotační anodou), která rotuje jako celek a terčík je tak chlazený přímo, není parametr tepelná kapacita anody (uváděný v Heat units již od roku 1920) vhodným charakteristickým parametrem CT rentgenky. Zjednodušeně řečeno rentgenka nepotřebuje absorbovat teplo v anodě, protože je teplo ihned odváděno pryč. Jako vhodný se v současné době jeví nominální CT výkon. Stejně tak několik výrobců již využívá technologie flat emitter (ukázka na obr. 1 a 2), kdy zdrojem elektronů není helikálně navinuté katodové vlákno, ale „plošinka“ na katodě. Výhodou je větší emisní plocha (pro emisi elektronů), díky čemuž je možné zvýšit anodový proud (pak je vyšší i fluence rtg fotonů) a taktéž efekt stínění katody (elektronový mrak) se neuplatňuje v takové míře. Velikost (délka) plošinky je menší než délka katodového vlákna, ohnisko je menší, čímž se zlepšuje prostorové rozlišení. Dalším technologickým pokrokem je lepší usměrnění elektronů z katody, což umožňuje redukci množství mimoohniskového záření.

Obr. 1: Technologie flat emitter (z patentního dokumentu firmy GE)

Obr. 2: Ilustrace technologie flat emitter (žlutá oblast)

GE
Součástí nejnovějšího CT skeneru Revolution CT je rentgenka Performix Pro VCT 100, která využívá technologii dynamic focal spot control, která zajišťuje, že velikost ohniska je v různých projekcích konzistentní. I u velkých skenovaných oblastí je rentgenka schopna využívat malého ohniska a vyšší frekvence vzorkování společně s ultrarychlým detektorem Gemstone. Technologie dual energy se proto označuje GSI = Gemstone Spectral Imaging. Ukázka rentgenky Performix HD je uvedena na obr. 3.

Obr. 3: Rentgenka Performix HD

Canon (Toshiba)
Výrobce Canon využívá ve svých novějších CT skenerech rentgenky MegaCool, jejíž vylepšený design minimalizuje pohyb ohniska a produkuje méně mimoohniskového záření (technologie PureFocus). Technologie využívá odolnou měď k absorpci neužitečných fotonů. Lepší prepacientská filtrace (bow-tie) a kolimace na okrajích skenované oblasti umožňuje snížení dávek pacientům z neužitečného záření, dle slov výrobce až o 20 %.

Nejnovější CT skener Aquilion Precision (ultra high resolution) má již i rentgenku přizpůsobenou velkému prostorovému rozlišení. Ukázka rentgenky je uvedená na obr. 4. Velikost ohniska je pouze 0,4 mm x 0,5 mm.

Obr. 4: Rentgenka pro ultra high resolution

Philips
Výrobce Philips využívá u DECT rentgenky iMRC. Jedná se o přímo chlazenou rentgenku (viz výše). Rentgenka využívá malého ohniska s technologií dynamického vzorkování Z-flying focal spot ke zvýšení počtu projekcí („převzorkování“), a tím ke zlepšení kvality obrazu. Ukázka iMRC CT rentgenky je uvedena na obr. 4 a s detailnějším popisem na obr. 5.

Obr. 4: Rentgenka iMRC CT

Obr. 5: Detailnější geometrie rentgenky iMRC CT (Philips)

Siemens
Rentgenky Vectron v CT skenerech SOMATOM Force (dual source) jsou napájeny generátory (každá rentgenka má svůj generátor) o výkonu 120 kW, které umožňují produkovat v rentgence anodový proud o hodnotách až 1300 mA při napětí v rozsahu 70-150 kV. Vectron rentgenka je přímo chlazená (viz výše). Rentgenka využívá vyšší cínovou filtraci, která umožňuje lepší spektrální separaci (až o 30 %), což zvyšuje senzitivitu i specificitu DECT. Podobně jako u předchozí Straton rentgenky využívá i Vectron rentgenka technologii Z-sharp (převzorkování, podobně jako u iMRC rentgenky), která umožňuje v kombinaci s malým ohniskem o velikosti 0,4 mm x 0,5 mm zlepšit prostorové rozlišení. Ukázka Vectron rentgenky je uvedena na obr. 6.

Obr. 6: Rentgenka Vectron (Siemens)

Použitá literatura
[1] Zhang X. United States Patent Application Publication. GE. 2017
[2] Behling R. Performance and pitfalls of diagnostic X-ray sources: An overview. Medical Physics International Journal 2016; 4(2): 107-114
[3] Carrascosa PM, Cury RC, Garcia MJ, Leipsic JA. Dual-energy CT in cardiovascular imaging. Springer, 2015
[4] Behling R. Modern diagnostic X-ray sources. Technology, manufacturing, reliability. CRC Press, 2015
[5] GE Performix Tubes
[6] Canon Aquilion Precision

Dual energy CT (4)

V předešlém článku jsme si řekli o dekompozici součinitele zeslabení µ(r, E) pro materiál voxelu na dva různé součinitele zeslabení pro předem známé materiály, většinou vodu a jod. Každý ze dvou součinitelů zeslabení f_1(E) a f_2(E) v rovnici (1) je lineární kombinací součinitelů zeslabení pro dvě dominantní interakce, pro fotoefekt a Comptonův rozptyl. Rayleighův rozptyl zde zanedbáme. V tomto článku si řekneme více o závislostech koeficientů f_1(E) a f_2(E).

(1)

Označme si koeficient f_i(E) pro libovolný materiál jako µ_i(E). Rovnici (1) pak lze přepsat následovně:

(2)

Pro koeficient µ_i(E), ať pro vodu nebo jod nebo jiný materiál, platí:

(3)

kde µ_f(E) je součinitel zeslabení pro fotoefekt, µ_C(E) je součinitel zeslabení pro Comptonův rozptyl. Jak víme již z interakcí pro fotoefekt a Comptonův rozptyl, Comptonův rozptyl závisí na energii E a elektronové hustotě ρ_e, která je úměrná hustotě materiálu ρ. Fotoefekt silně závisí na protonovém čísle materiálu Z, energii E a méně na hustotě materiálu ρ. Součinitele zeslabení µ_f(E) a µ_C(E) lze pak napsat následovně:

(4)

kde k_f a k_C jsou empirické konstanty, Z je protonové číslo materiálu, A je hmotnostní číslo materiálu, f_KN je koeficient z Klein-Nishinovy formule, který vykazuje závislosti podobnou E^(-1), ρ*(Z/A) odpovídá elektronové hustotě ρ_e. Poměr Z/A je téměř konstantní (≈0,5) pro všechny prvky s výjimkou vodíku a těžkých prvků, které se v lidském těle nevyskytují.

Pro materiály s nízkým Z, myšlena voda a vodě-podobné, např. měkké tkáně, je lineární součinitel zeslabení µ(E) převážně určen součinitelem pro Comptonův rozptyl µ_C(E), který je při CT energiích v měkké tkáni zastoupen ve větší míře než fotoefekt. U materiálů s vyšším Z, tedy v kostech a kontrastních látkách, je lineární součinitel zeslabení µ(E) převážně určen součinitelem pro fotoefekt µ_f(E), který je zastoupen ve větší míře. Díky těmto rozdílným zastoupením interakcí lze v obraze rozeznat různé materiály.

Z první rovnice (4) vidíme, že zastoupení fotoefektu klesá s rostoucí energií přibližně se třetí mocninou, tj. ~1/E^3. Zastoupení Comptonova rozptylu také klesá s rostoucí energií, tj. je úměrná ~1/E. Rovnici (3) lze použitím rovnic (4) pak přepsat následovně:

(5)kde koeficienty f(r) a c(r) jsou koeficienty specifické pro každý materiál a jsou závislé na hustotě ρ, protonovém čísle Z a hmotnostním čísle A materiálu obsaženém v pixelu r.

Mějme CT spektrum produkované při napětí 120 kV, jehož efektivní energie je cca 65 keV. Budeme-li se snažit odlišit kost a jodovou kontrastní látku, velmi pravděpodobně se nám to nepodaří. CT číslo u obou těchto materiálů se bude pohybovat kolem 1000 HU. Získáme-li však data při nižších energiích, např. při napětí 80 kV (efektivní energie cca 55 keV), kdy je rozdíl mezi zeslabením kosti a jodové kontrastní látky větší, umožní nám to lépe rozlišit jednotlivé materiály, protože i CT čísla budou rozdílnější. Data získána při nižší energii jsou kombinována s daty získanými při vyšší energii, typicky při 140 kV, případně 150 kV.

Použitá literatura:
Johnson TRC. Dual energy CT in clinical practice. Heidelberg: Springer, c2011. Medical radiology. ISBN 3642017401
Heismann B, Schmidt B, Flohr T. Spectral computed tomography. Washington: SPIE Press, 2012. ISBN 978-0-8194-9257-9
Russo P. Handbook of X-ray imaging. Physics and technology. Series in Medical Physics and Biomedical Engineering. CRC Press, 2018. ISBN 978-1-4987-4152-1

Dual energy CT (3)

V tomto článku navážeme na předešlý článek „Dual energy CT (2)„. Vraťme se k rovnici (1), do které pro voxel r za materiál 1 dosadíme vodu, za materiál 2 jod. Dostáváme následující rovnici:

(1) Tím, že dokážeme složení každého pixelu rozložit na zastoupení vody a jodu, je pak možné i z obrazu odečíst jod, čímž dostáváme tzv. virtuálně nekontrastní obraz (virtually non-contrast image). Mimo to je možné získat dosazením výrazu (1) do rovnice pro výpočet CT čísla (2), které se vyjádřuje v Hounsfieldových jednotkách (HU), výraz (3), na základě něhož lze zrekonstruovat tzv. monoenergetický obraz. Ten přibližně odpovídá tomu obrazu, který bychom dostali při použití spektra jakékoliv energie.

(2)(3)Zobrazení monoenergetického obrazu se využívá při popisu různých obrazů, např. obraz pro nižší energie (45-55 keV) se používá při popisu měkkých tkání, kdy chceme získat vysoký kontrast mezi lézí a okolními tkáněmi. Obraz středních energií (60-75 keV) se využívá při popisu angiografie. A obraz s vyššími energiemi (95-140 keV) se používá při popisu obrazu, u kterého jsou významné artefakty z kovových implantátů, protože vyšší energií lze docílit redukce těchto artefaktů.

Předpokládejme, že se pořizují data s použitím dvou spekter, jednoho s napětím 80 kV, druhého s napětím 140 kV. Máme-li voxel, jehož složení odpovídá vodě, tak HU zůstává při všech energiích stejné, tj. HU(80) ≈ HU(140). Máme-li voxel s velmi odlišným složením od vody, pak HU(80)  je odlišné od HU(140). Na základě toho, jak je odlišné HU(80) od HU(140), lze stanovit, o jaký materiál se jedná. Nakresleme si grafickou závislost HU(80) na HU(140) pro různé energie (obr. 1), ve které bude na ose X HU(140), na ose Y HU(80). Dále nakresleme dělící přímku pro vodu, pro kterou platí HU(80) = HU(140). Dále do tohoto obrázku zakresleme hodnoty HU pro různé materiály. Např. pro jod platí, že HU při 80 kV je podstatně vyšší než při 140 kV, takže bude od dělící přímky vlevo. Stejně tak kost. Ta ale nebude tak moc vlevo jako jod, protože má součinitel zeslabení bližší vodě. Tuk má podobný hmotnostní součinitel zeslabení jako voda, ale má menší hustotu než voda, proto leží pod nulovou hodnotou.

Obr. 1: Závislost HU(80) na HU(140)

Z obr. 1 je dále zřejmé, že s rostoucí hustotou je i hodnota HU vyšší, stejně tak s vyšším protonovým číslem materiálu (skládá-li se materiál z více prvků, označuje jeho protonové číslo Z_eff).

Pro lepší charakteristiku tkání s použitím dvou napětí se zavedl koeficient dual energy index (DEI), který se stanoví pomocí následujícího vztahu:

(4)Ze znalosti DEI lze usuzovat na chemické složení tkání. Hodnoty DEI pro některé tkáně jsou následující:

Avšak rozdíly v hodnotách DEI pro zdravou tkáň a nádorovou jsou příliš malé, proto tento index nelze použít pro odlišení nádorové tkáně od zdravé. Avšak DEI lze použít např. pro odlišení různých druhů ledvinových kamenů.

Použitá literatura:
Johnson TRC. Dual energy CT in clinical practice. Heidelberg: Springer, c2011. Medical radiology. ISBN 3642017401
Heismann B, Schmidt B, Flohr T. Spectral computed tomography. Washington: SPIE Press, 2012. ISBN 978-0-8194-9257-9
Russo P. Handbook of X-ray imaging. Physics and technology. Series in Medical Physics and Biomedical Engineering. CRC Press, 2018. ISBN 978-1-4987-4152-1

Dual energy CT (2)

V jednom z předchozích článků jsme si řekli, jakým způsobem řeší jednotliví výrobci dual energy CT. Jedná se o získání informace o součinitelích zeslabení při dvou energiích, typicky nízké energii (napětí 70-80 kV) a vysoké energii (napětí 140-150 kV). Jsou-li k dispozici informace o součiniteli zeslabení pro daný voxel pro dvě energie, je možné lépe stanovit složení daného voxelu. Primárně nejde o stanovení konkrétního složení, tj. výsledkem není informace, že voxel obsahuje uhlík, vápník atd, ale provedení dekompozice zeslabení v daném voxelu na zastoupení dvou materiálů, typicky vody a jódu, na základě jejichž zeslabení lze definovat typ materiálu nebo tkáně. Lze tak odlišit např. druhy ledvinových kamenů. V tomto článku si řekneme, jak probíhá ona zmíněná dekompozice. Začněme však ještě o něco dříve a to zavedením materiálů, které se v těle pacientů vyskytují a které je potenciálně možné použít pro dekompozici.

ICRU definuje čtyři základní materiály, které se vyskytují v těle pacientů: měkká tkáň, kostní tkáň, kontrastní látky a kovové implantáty.

Měkká tkáň v těle pacientů má elementární složení blízké vodě, obsahuje převážně atomy vodíku a kyslíku (efektivní protonové číslo cca Z=7). Hustota měkké tkáně je většinou v rozsahu 0,9-1,1 g/cm3. Zdravá a patologická tkáň se mohou lišit v hustotě přibližně o 10-20 mg/cm3, tj. pouze 0,01-0,02 g/cm3.

Kostní tkáň je druhou skupinou materiálů. Skládá se z hydroxyapatitu v různých koncentracích. Kostní tkáně mají vyšší hustotu než měkké tkáně, typicky je to 1,5-2,0 g/cm3. Jak vyšší hustota této tkáně, tak i obsah prvků s vyšším atomovým číslem (Z=20 pro vápník, Z=15 pro fosfor) způsobují, že součinitel kostní tkáně je podstatně vyšší než měkké tkáně. Rozdíl mezi zeslabením kostní tkáně a měkké tkáně je vyšší pro nižší energie rtg svazku.

Kontrastní látky představují třetí skupinu materiálů. Kontrastní látky se používají v těch případech, kdy je potřeba zvýšit kontrast mezi měkkými tkáněmi nebo tehdy, jde-li o angiografické vyšetření. Typicky používané kontrastní látky obsahují jód (Z=53) nebo gadolinium (Z=64), tedy prvky s vysokým atomovým číslem. Statisticky se dá říct, že kontrastní látka je použita u více než 50% všech CT vyšetření. Téměř ve všech případech se jedná o jódovou kontrastní látku, ale u alergických pacientů lze použít i gadoliniovou kontrastní látku, která je však běžná pro MR vyšetření. Nadále bude pojmem kontrastní látka myšlena pouze jodová kontrastní látka.

Kovové implantáty představují čtvrtou skupinu materiálů. Jedná se převážně o titanové náhrady kloubů nebo kovové výplně zubů. Kovové implantáty často degradují kvalitu obrazu vznikem streak artefaktů, které je možné alespoň z části redukovat postprocessingem.

V další části kovové implantáty jako materiál vyskytující se v těle pacientů pomineme a budeme brát v potaz pouze měkkou tkáň, kostní tkáň a kontrastní látky.

Podstatou výše zmíněné dekompozice součinitele zeslabení v daném voxelu je rozložení součinitele zeslabení v daném voxelu na příspěvek fotoefektu a Comptonova rozptylu dvou známých materiálů, typicky měkké tkáně a kostní tkáně nebo měkké tkáně a kontrastní látky, za podmínky znalosti rtg spekter. Jedná se o řešení následující rovnice:

(1)kde indexem 1 je označen první materiál a indexem 2 druhý materiál. Hmotnostní součinitel zeslabení (µ/ρ)_i ve voxelu r je lineární kombinací zastoupení fotoefektu a Comptonova rozptylu pro tento materiál i a je závislý na energii. ρ_i je hustota daného materiálu. Rovnici (1) lze zjednodušeně přepsat jako:

(2)kde f_1(E) a f_2(E) je kombinace součinitele zeslabení pro fotoefekt a Comptonův rozptyl pro materiál 1 a 2 (o závislosti těchto součinitelů je pojednáno v tomto článku). c_1(r) a c_2(r) je koncentrace materiálu 1 a 2 v pixelu r. Nechť je materiálem 1 voda a materiálem 2 jód. Pak pro f_1(E) a f_2(E) platí:

(3)

A následně použitím (2) a (3) dostáváme:

(4)Mějme kost, jejíž součinitel zeslabení chceme napsat jako lineární kombinaci zeslabení vody a jodu, tedy chceme provést dekompozici. Pro názornost je na obr. 1 ukázka součinitelů zeslabení pro všechny tři materiály:

Obr. 1: Součinitele zeslabení pro vodu, kost a jód

U dekompozice se snažíme součinitel zeslabení kosti napsat jako kombinaci součinitele zeslabení vody a jódu. Dosadíme do rovnice (4) a dostáváme:

(5)Součinitel µ_voda a µ_jod je známý (provádíme rozklad neboli dekompozici do těchto dvou materiálů, proto je považujeme za známé), µ_kost je známý z naměřených CT dat, takže je potřeba naleznout koeficient c_voda a c_jod. Tuto rovnici řešíme pro dvě spektra, nechť mají maximální energie 80 keV a 140 keV. Rovnice jsou tedy dvě, všechny tři součinitele zeslabení jsou známé (µ_voda a µ_jod známe na začátku, µ_kosti dostaneme ze získaných dat). Tedy dvě rovnice se dvěmi neznámými (neznámé jsou uvedeny tučně):

(6)Výsledek dekompozice pro jeden voxel může být např. toto:

(7)Rovnice (7) říká, že 1 cm materiálu voxelu, pro který tato rovnice platí, zeslabuje stejně jako 0,88 cm vody a 0,18 cm jodu.

CT spektra s maximální energií 80 keV i 140 keV mají efektivní energii vyšší než 35 keV, tj. jedná se o energii za K-hranou jodu (ta je na 33 keV). Pro co nejlepší dekompozici je vhodné mít co nejodlišnější spektra, tedy spektra dvou odlišných energií. Nejde však o maximální energii, ale o efektivní energii spektra, která úzce souvisí s celým spektrem. Aby byly efektivní energii dvou spekter co nejvíce rozdílné, je žádoucí, aby překryv spekter byl co nejmenší, tedy spektrální separace co největší. O spektrální separaci pro jednotlivá řešení výrobců dual energy CT si řekneme v jednom z dalších článků.

Použitá literatura:
Johnson TRC. Dual energy CT in clinical practice. Heidelberg: Springer, c2011. Medical radiology. ISBN 3642017401
Heismann B, Schmidt B, Flohr T. Spectral computed tomography. Washington: SPIE Press, 2012. ISBN 978-0-8194-9257-9

Obrazové operace (2) – ostření a vyhlazení

V předešlém článku jsme si řekli o vyhlazovacím a ostřícím filtru a jejich vlivu na prostorové rozlišení (rozlišení při vysokém kontrastu), které se popisuje např. pomocí párů čar. V tomto článku si řekneme o vlivu filtrů na rozlišení kontrastu (rozlišení při nízkém kontrastu).

Mějme opět rtg obraz fantomu, který obsahuje nízkokontrastní objekty (na obr. 1 po obvodu celého fantomu) a také vysokokontrastní objekty (na obr. 1 páry čar uprostřed fantomu).

Obr. 1: Fantom s nízkokontrastními a vysokokontrastními objekty

Použijeme-li vyhlazovací filtr, zlepší se viditelnost nízkokontrastních objektů. Viditelnost se nezlepší tím, že se zvýší signál nízkokontrastních objektů, ani jejich rozdíl od signálu pozadí, ale zlepší se směrodatná odchylka objektů i pozadí, tj. klesá šum. Grafické znázornění rozdílů signálu jednotlivých nízkokontrastních objektů a signálu pozadí je ne obr. 2 společně se směrodatnými odchylkami pro normální obraz a obraz s 10. stupněm vyhlazení. „Normální“ obraz je obraz, který již prošel standardním postprocessingem nastaveným na rtg systému, nejedná se o hrubá data.

Obr. 2: Signál nízkokontrastních objektů se směrodatnou odchylkou pro normální obraz a obraz s 10. stupněm vyhlazení

Neočekávaný průběh signálu pro 8. objekt v pořadí je způsoben výrobní chybou fantomu.

Z obr. 2 je zřejmé, že s vyšším stupněm vyhlazením klesá směrodatná odchylka homogenních objektů, tj. šum. Ukázka signálu pro první objekt v pořadí pro normální obraz a obraz s 10. stupněm vyhlazení je znázorněn také na obr. 3 jako 3D obraz.

Obr. 3: 3D zobrazení prvního nízkokontrastního objektu pro normální obraz a obraz s 10. stupněm vyhlazení

Tím, že klesá směrodatná odchylka signálu nízkokontrastního objektu, roste i detekovatelnost nízkokontrastního objektu. Pro objekt na obr. 3 je rozdíl signálu objektu a pozadí cca 780. Směrodatná odchylka pozadí je rovna 235 pro normální obraz a 56 pro vyhlazený obraz. Poměr rozdílu signálů a směrodatné odchylky pozadí je pro normální obraz roven 780/235=3,3. Pro vyhlazený obraz je poměr roven 780/56=13,9. Proto je nízkokontrastní objekt lépe detekovatelný pro vyhlazenější obraz. Jako ukázku hraničního rozlišení lze použít desátý nízkokontrastní objekt, jehož 3D ukázka je uvedena na obr. 4.

Obr. 4: 3D zobrazení desátého nízkokontrastního objektu pro normální obraz a obraz s 10. stupněm vyhlazení

Pro objekt na obr. 4 je rozdíl signálu objektu a pozadí cca 200. Poměr rozdílu signálů a směrodatné odchylky pozadí je pro normální obraz roven 200/210=1,0. Pro vyhlazený obraz je poměr roven 200/47=4,3. Pro normální obraz již nebude nízkokontrastní objekt jasně detekovatelný, zatímco pro vyhlazený obraz s velkou pravděpodobností ano. Vztah mezi signálem objektu (léze) a pozadí popisuje Roseovo kritérium, které říká, že léze je s jistotou (na 100%) detekovatelná tehdy, je-li poměr signálu a šumu ≥ 5. Některé studie však ukázaly, že pro 50%-ní detekovatelnost je dostatečné, bude-li SNR v rozmezí 2-3.

Mimo ostření a vyhlazení lze použít i nástroj pro zvýraznění hran. Ukázka hran původního obrazu je uvedená na obr. 5.

Obr. 5: Hrany obrazu

Nyní ještě něco málo k tomu, jak se provádí konkrétní úpravy obrazu. Při vyhlazení, ostření a zvýraznění hran se používá konvoluce původního obrazu s příslušnou maticí pro daný efekt. Při vyhlazení obrazu se používá konvoluce s maticí, která vypadá např. následovně:
Výsledná hodnota v každém pixelu je pak průměrem okolních bodů pixelu. Lze použít taktéž matici s pěti sloupci a s pěti řádky. Čím větší je rozměr konvoluční matice, tím je i vyhlazení výraznější.

Při ostření obrazu zvýrazňuje rozdíl mezi sousedními prvky matice. K tomu se používá matice, která může vypadat např. následovně (ukázka dvou možných matic):
Matice pro zvýraznění hran vypadá následovně:
Použitá literatura
https://imagej.nih.gov/ij/docs/guide/146-29.html
https://docs.gimp.org/en/plug-in-convmatrix.html

Obrazové operace (1) – ostření a vyhlazení

Mějme rtg obraz fantomu, který obsahuje nízkokontrastní objekty (na obr. 1 po obvodu celého fantomu) a také vysokokontrastní objekty (na obr. 1 páry čar uprostřed fantomu). Nízkokontrastní objekty se liší svým kontrastem, vysokokontrastní objekty svou velikostí. Tyto dva typy objektů se používají pro popis zobrazovacího systému z hlediska rozlišení kontrastu a prostorového rozlišení.

Obr. 1: Fantom s nízkokontrastními a vysokokontrastními objekty

Použijeme-li „ostřící“ filtr (sharpening), pak se nám změní i obraz. Různé stupně ostřícího filtru jsou znázorněny na obr. 2. Na obr. 3 a 4 jsou zobrazeny profily (tloušťka jeden pixel) podél červených čar z obr. 2. Na obr. 3 jsou pro lepší orientaci znázorněny profily pouze pro normální obraz a dva stupně ostření, na obr. 4 pro normální obraz a tři stupně ostření (pozor na rozsah hodnot na osách Y). „Normální“ obraz je obraz, který již prošel standardním postprocessingem nastaveným na rtg systému, nejedná se o hrubá data.

Obr. 2: Normální obraz (nahoře vlevo), 1. stupeň ostření (nahoře vpravo), 2. stupeň ostření (dole vlevo), 3. stupeň ostření (dole vpravo)

Obr. 3: Profily podél červených čar pro normální obraz a dva stupně ostření

Obr. 4: Profily podél červených čar pro normální obraz a tři stupně ostření

Při použití ostřícího filtru se v obrazu zvýrazňuje vysokofrekvenční složka, tedy šum. Rozdíly mezi sousedními hodnotami pixelů jsou větší (signál v normálním obraze od 5000 do 10000, ve vyostřeném obraze od 0 do 20000). S vyšším stupněm ostření působí obraz více zašuměný. Podíváme-li se na modrý profil na obr. 2, jsme schopni rozeznat tmavší a světlejší čáru (nižší a vyšší signál – zeslabující materiál a vzduch). Je-li stupeň ostření větší, profil má najednou větší výkyvy (zelený profil), čím dál hůře se rozpoznává, co bylo v původním obraze. Z oranžového profilu (nejvyšší stupeň ostření) již není vůbec patrný původní obraz.

Ostřením lze alespoň částečně zlepšit prostorové rozlišení, protože jsou některé informace v obraz zvýrazněny, jiné potlačeny. Do obrazu však není přidána nová informace. Na obr. 2 vlevo nahoře je rozeznatelných cca 15 párů čar. Na obr. 2 vpravo nahoře je to ještě o něco více, cca 16 párů čar. Na obr. 2 vlevo dole je to ještě o jeden pár více, tedy 17 párů čar, avšak na obr. 2 vpravo dole už je rozlišitelnost párů čar významně ovlivněna šumem.

Ostřící filtry se v rtg diagnostice, zejména na CT, používají pro popis detailních struktur, např. kostí, nebo pro angiografie.

Opačný efekt na obraz má vyhlazovací filtr. Různé stupně vyhlazení (větší krok než pro ostřící filtry, protože rozdíl mezi po sobě jdoucími stupni není příliš viditelný) jsou znázorněny na obr. 5. Na obr. 6 jsou zobrazeny profily (tloušťka jeden pixel) podél kratších červených čar z obr. 5. Na obr. 7 jsou zobrazeny profily pro delší červené čáry z obr. 5.

Obr. 5: Normální obraz (nahoře vlevo), 2. stupeň vyhlazení (nahoře vpravo), 5. stupeň vyhlazení (dole vlevo), 10. stupeň vyhlazení (dole vpravo)

Obr. 6: Profily podél kratších červených čar pro normální obraz a několik stupňů vyhlazení

Obr. 7: Profily podél delších červených čar pro normální obraz a několik stupňů vyhlazení

Pro lepší přehlednost jsou na obr. 8 zobrazeny profily od pixelu 25 dále.

Obr. 8: Profily podél delších červených čar pro normální obraz a několik stupňů vyhlazení od pixelu 25 dále (část obr. 7)

Při použití vyhlazovacího filtru se v obrazu zvýrazňuje kontrast a potlačuje šum. Principiálně jde o zprůměrování hodnot sousedních pixelů. Rozdíly mezi sousedními hodnotami pixelů jsou s vyšším stupněm vyhlazení menší (signál v normálním obraze od 5000 do 10000, ve vyhlazeném obraze od 5500 do 8000, ve více vyhlazeném obraze pouze od 7000 do 7300). S vyšším stupněm ostření působí obraz více hladce, možná až nepřirozeně uměle.

Vyhlazením se zhoršuje prostorové rozlišení. Na obr. 5 vlevo nahoře je rozeznatelných 15 párů čar. Na obr. 5 vpravo nahoře je to již jen cca 11-12 párů čar. Na obr. 5 vlevo dole je to pouze 9 párů čar. Na obr. 5 vpravo dole už je viditelnost významně ovlivněna vyhlazením, rozeznat lze maximálně 7 párů čar. Horší prostorové rozlišení potvrzuje také obr. 7 a 8. Pro normální obraz rozeznáme maxima a minima až po páry čar v oblasti 34-40. pixelu (na ose X), zatímco pro obraz s 10. stupněm vyhlazení rozeznáme páry čar maximálně v oblasti 25.-30. pixelu.

Vyhlazovací filtry se v rtg diagnostice, zejména na CT, používají pro popis měkkých tkání, např. při popisu abdominálních (břišních) orgánů.

Použitím filtrů lze zvýraznit některé informace v obraze, některé lze potlačit. Tímto postprocessingem však není dodána do obrazu žádná další nebo nová informace. Jedná se pouze o „lepší“ zpracování informace v obraze již přítomné.

Pro simulaci filtrů byl využit software ImageJ.

Principy rekonstrukce CT obrazu

U rekonstrukce CT obrazu je základním úkolem zjistit hodnoty zeslabení v každém pixelu (neboli hodnoty každého pixelu matice), na základě nichž pak lze určit materiál v daném pixelu (voxelu). Využívá se několika typů rekonstrukcí, základní je rekonstrukce pomocí zpětné projekce, porkočilejší je pak iterativní rekonstrukce.

Nejprve si řekneme, jak probíhá rekonstrukce CT obrazu pomocí zpětné projekce. Nechť má původní matice 3×3 následující hodnoty jednotlivých pixelů:

Při rekonstrukce však jednotlivé hodnoty pixelů neznáme, cílem rekonstrukce je tyto hodnoty zjistit. Rekonstrukce vychází ze známých profilů zeslabení v různých projekcích. Nechť máme v naší zjednodušené situaci projekce BP1 (červená), BP2 (modrá) a BP3 (zelená), graficky znázorněné následovně (hodnoty pixelů matice jsou pouze šedivé, neboť je neznáme):

Profily zeslabení pro jednotlivé projekce jsou následující:

BP1: 

BP2:

BP3:

Hodnoty v jednotlivých projekcích budeme rozdělovat rovnoměrně do všech pixelů, kterými prochází „paprsek“ dané projekce. Celkem máme 3 projekce, proto hodnoty hned zpočátku vydělíme číslem 3. Začneme u projekce BP1, řádku 1:

Nejprve hodnotu 27 vydělíme 3, dostaneme 9. Tuto hodnotu rozdělíme rovnoměrně do všech tří pixelů (prvků) prvního řádku. Do každého pixelu tedy vložíme hodnotu 3. Stejně tak pro druhý řádek, hodnotu 18 vydělíme 3 (máme 3 projekce) a pak znovu 3 (hodnotu rozdělíme do 3 pixelů). Dostaneme 2. Tuto hodnotu vložíme do každého pixelu druhého řádku. Podobně pro třetí řádek matice: Hodnotu 9 vydělíme 3, tj. máme 3. Tuto hodnotu rozdělíme rovnoměrně do každého prvku třetího řádku, takže do každého prvku vložíme hodnotu 1. Námi získaná matice odvozená z BP1 vypadá následovně:

Pro BP2 vypadá odvozená matice následovně:

Pro BP3 vypadá odvozená matice následovně:

Nyní všechny tři odvozené matice sečteme. Dostáváme matici s následujícími hodnotami:

Toto je pak výsledná zrekonstruovaná matice, která předstauje CT obraz v daném řezu. Porovnáme-li hodnoty s hodnotami původní matice, zjistíme, že jsou mírně odlišné. Hodnoty jsou jakoby „vyhlazené, rozdíl mezi vysokými a nízkými hodnotami vedlejších pixelů je menší. Např. prostřední hodnota a hodnota nad ní: původně 0 a 9 (rozdíl 9), v nové matici 4 a 7 (rozdíl 3). Ve výsledném obrazu se tento efekt projeví rozmazáním (blurring) a šumem. Obraz lze zlepšit filtrací dat, ale o tom až jindy…

Nyní k iterativní rekonstrukci. Iterativní rekonstrukce vychází buď z již zrekonstruované matice použitím zpětné projekce, nebo zjednodušeně z nulové matice (výchozí matice může být v podstatě jakákoliv). Použijme jako počáteční nulovou matici:

Mimoto známe i profily zeslabení pro každou projekci, pro náš zjednodušený případ pro projekce BP1, BP2 a BP3:

Sečteme-li hodnoty v prvním řádku původní (nulové) matice, dostáváme součet 0. Potřebujeme dostat součet 27. Číslo 27 rozdělíme rovnoměrně do 3 pixelů, do každého přidáme hodnotu 9. Podobně pro druhý řádek, hodnotu 18 rozdělíme do 3 pixelů, tedy do každého 6. Podobně pro třetí řádek. Matice po dosazení hodnot z BP1 vypadá následovně:

Pro BP2 již bereme matici, která vznikla použitím BP1. Z projekce BP2 plyne, že součet pixelů v prvním sloupci je roven 27. Z matice odvozené v předešlém kroku použitím BP1 již máme součet v prvním sloupci roven 18. Rozdíl je roven 27-18=9. Takže hodnotu 9 rozdělíme rovnoměrně na tři hodnoty, které přičteme ke stávajícím hodnotám v matici. Tedy 9/3=3, proto do každého pixelu prvního sloupce přičtu 3.

Podle profilu zeslabení je součet v druhém sloupci roven 9. V matici odvozené z BP1 je součet v druhém sloupci roven 18. Rozdíl 9-18=-9. Tedy hodnoty -9 rozdělím rovnoměrně do všech tří pixelů druhého sloupce, ke každému pixelu přičtu hodnotu -3. Podobně pro třetí sloupec (rozdíl je roven 0, proto se pixely posledního sloupce nemění). Výsledná matice je následující:

Zbývá nám projekce BP3. Součet pro jednotlivé paprsky je roven 9, 9, 9, 18, 9, jak ukazuje následující grafické znázornění:

Stejným způsobem, jako pro BP1 a BP2 zkorigujeme hodnoty v jednotlivých paprscích BP3. Dostáváme:

Výsledná matice je rovna:

Tato matice odpovídá i původní matici, jejíž hodnoty pixelů jsme hledali. Zde je zřejmé, že iterativní rekonstrukci poskytuje lepší výsledek než zpětná projekce, ale pro její praktické použití je nutné mít dostatečnou výpočetní kapacitu. Kdybychom vycházeli místo nulové matice z matice, která nám vyšla při výpočtu zpětnou projekcí, byla by po prvním kole iterace výsledná matice následující:

Aplikujeme-li další kolo iterace, výsledná matice bude více a více podobná původní matici. Obecně je iterativní rekonstrukce výpočetně náročnější (jedná se o rekonstrukci matice 512×512 v několika řezech, nikoliv pouze 3×3 v jednom řezu) než rekonstrukce použitím zpětné projekce, což je i jejím největším limitujícím faktorem.

Nejnovější CT skenery

Na poli CT skenerů dochází k neustálému vývoji, který vede ke zlepšování CT skenerů, což přináší další výhody při CT vyšetření pacientů. Typicky se jedná o rychlejší sken a nižší dávku.

Obr. 1: Ukázka nových CT skenerů [1]

Souhrnně pro nejnovější CT skenery všech čtyř velkých výrobců – GE Revolution CT, Philips IQon Spectral CT, Siemens Somatom Force, Toshiba Aquilion ONE (Toshiba uvedla nedávno na trh nový skener Aquilion One Genesis) – platí následující informace:

  • Prostorové rozlišení v axiální rovině: 0,4 až 0,7 mm
  • Nominální tloušťka řezu: 0,5 až 1,5 mm
  • Parametry rentgenky (maximální): 120 kW, 150 kV, 1300 mA
  • Efektivní proud rentgenky: 10 až 1000 mAs
  • Doba rotace rentgenky okolo pacienta: 0,25 až 0,50 s
  • Počet simultánně nabíraných řezů: 16 až 320
  • Posun stolu na 1 rotaci rentgenky: 1 až 183 mm
  • Rychlost skenu: až 73 cm/s
  • Časové rozlišení: 50 až 250 cm

Těmito parametry se vyznačují CT skenery s nejnovějšími rentgenkami – GE Performix HDw, Philips iMRC, Siemens Vectron, Toshiba Megacool Vi.

Obr. 2: Ukázka nových CT rentgenek [1]

Na CT skenery jsoukladeny velké požadavky z hlediska mechanické stability, např. pri rotaci rentgenky okolo pacienta za 0,2 s působí na rotující části odtředivé zrychlení téměř 50 g. Design systému musí bý robustní, ale současně cenově a prostorově dostupný.

Současně i na samotné rentgenky jsou kladeny velké požadavky, což bylo již zřejmé ze souhrnných parametrů uvedených výše. Rentgenky by měly umožňovat skenování ve větším rozmezí napětí, přibližně od 70 do 150 kV, měly by produkovat vysoké proudy i při nižším napětí, měly by umožňovat dostatečné kontinuální zatížení a samozřejmě musí být schopny pracovat při velkém odtředivém zrychlení, až těch zmíněných 50 g.

Velkým posunem ku předu bylo zavedení rotačních rentgenek do praxe a jejich další vývoj. Jako první zavedla rotační rentgenku do praxe firma Siemens, jednalo se o Straton rentgenku. Později se z ní vyvinula ještě výkonnější rentgenka – Vectron rentgenka. Nevýhodou všech výše zmíněných rentgenek mimo Vectron rentgenku je relativně omezená produkce rtg fotonů při nižších napětích, typicky 100 kV a méně. Grafické znázornění výkonu rentgenek pro 120 kV je na obr. 3, pro 80 kV na obr. 4.

Obr. 3: Výkon CT rentgenek při napětí 120 kV [1]

Obr. 4: Výkon CT rentgenek při napětí 80 kV [1]

Z obr. 3 je zřejmé, že rentgenky se od sebe sice liší výkonem, který se pohybuje v rozmezí 82 až 120 kW, ale rozmezí výkonů je relativně úzké. Jiná situace je zřejmá z obr. 4, který ilustruje, jak významně se liší výkon rentgenek liší při nižším napětí (80 kV).

Právě omezený výkon rentgenky při nižším napětí limituje použití těchto nižších napětí u CT vyšetření menších pacientů a dětí, u vyšetření srdce a současně také u dual energy vyšetření. V těchto případech se pak může stát, že CT vyšetření při nižším napětí není dostatečně rychlé a v obraze se tak objeví pohybové artefakty. S použitím nižších napětí lze primárně snížit dávku záření pacientů (při nižším napětí je v obraze přítomno více kontrastu, vyšší šum je proto akceptovatelnější, což umožňuje snížit dávku pacientů).

Souhrn parametrů detektorů nových CT skenerů, resp. CT skenerů uvedených na trh v letech 2014-2016 (není zde Aquilion ONE Genesis uvedený na trh v roce 2017), je uveden v tabulce 1.

Tab. 1: Souhrn parametrů nových CT skenerů [1]

Použitá literatura
[1] Kachelriess M. Basics of X-ray based tomographic imaging for IGRT 1: Diagnostic CT and flat detector CT. German Cancer Research Center, Heidelberg, Germany.

CT detektory (2)

Detekční soustava CT skenerů je nejčastěji založena na scintilačních detektorech. Scintilační detektor je detektor, jehož základní částí je scintilační materiál, který převádí energii rtg fotonů na fotony viditelného světla. U CT se využívají anorganické scintilační materiály.

Požadavky na scintilační materiál detektoru CT skeneru jsou jedny z nejnáročnějších napříč celou rtg diagnostikou. Scintilační materiál musí mít dostatečnou světelnou výtěžnost, dostatečnou schopnost zeslabit (pohltit) rtg fotony, dostatečně krátkou dobu rozpadu scintilace (desítky mikrosekund), malý dosvit, odolnost proti záření (aby se materiál ozářením nezničil), dobrou časovou a teplotní stabilitu, spektrálně musí odpovídat fotodetektoru a samozřejmě musí být možné kompaktní provedení.

Z hlediska těchto vlastností se jako vhodné scintilátory zdají být keramické krystaly. Nabídka keramických krystalů je omezená, mezi nejčastěji používané scintilátory patří: CdWO4, Gd2O2S:Pr,Ce (GOS), Y2O3:Eu, Gd2O3:Eu a tzv. GE Gemstone materiál. Scintilátory pro víceřadé CT skenery jsou provedeny jako 2D detektory, s typickou velikostí detekčního elementu cca 1 mm. Soustava scintilátorů je obklopena odrazivým materiálem, jehož funkcí je jednak mechanická podpora scintilátoru, ale mimo to i udržení scintilace v daném scintilátoru, aby nedocházelo k tzv. cross-talku (jev, kdy je scintilace zaznamenána i v jiném detekčním elementu, než ke kterému náleží). Scintilátory i se svojí vyhodnocovací technikou musí splňovat také náročné požadavky na stabilitu, prostorové rozlišení a použitelnost při nízkých dávkách.

Jako scintilátory jsou v poslední době často zkoumány materiály obsahující granát (garnet), které jsou k dispozici jako monokrystaly, ale také polykrystaly. Tyto materiály splňují požadavky na scintilátor vhodné pro CT detektory – světelný výtěžek, krátkou dobu rozpadu scintilace a taktéž spektrálně odpovídají fotodetektoru. Jedním z prvních materiálů obsahujících granát je již zmíněný GE Gemstone materiál. Dalším materiálem je pak scintilátor s nízkým Z – ZnSe:Te, který se využívá pro dual energy zobrazení, které je firmou Philips technologicky řešeno tzv. sandwichovým uspořádáním detektorů. ZnSe:Te (o tloušťce 1 mm) se v tomto uspořádání využívá pro absorbci nízkoenergetických rtg fotonů. Za ním následuje GOS materiál (o tloušťce 2 mm), který je určen pro absorpci rtg fotonů vyšších energií.

Jiným technologickým řešením jsou pak tzv. photon-counting detektory. Základní rozdíl mezi těmito detektory a těmi ostatními je v tom, že photon-counting detektor „počítá“ jednotlivá kvanta energie, tj. jednotlivé rtg fotony s danou energií, zatímco ostatní detektory sumují energii všech rtg fotonů detekovaných jedním detekčním elementem dohromady. Grafické znázornění detekce běžným scintilačním detektorem, dual energy detektorem (sandwichové uspořádání) a photon-counting detektorem je uvedeno na obr. 1. Více v [1].


Obr. 1: Různé typy detektorů (Philips)

U photon-counting detektorů se však již nepoužívají scintilační materiály, je zde detektor s přímou konverzí signálu, nedochází tedy ke konverzi energie rtg fotonů na fotony viditelného světla.

Použitá literatura
[1] Shefer E, Altman A, Behling R, Goshen R, Gregorian L, Roterman Y, Uman I, Wainer N, Yagil Y, Zarchin O. State of the art of CT detectors and sources: A literature review. Curr Radiol Rep. 2013; 1: 76-91.

CT detektory (1)

Mezi komponenty zobrazovacího řetězce CT skeneru, které mají bezesporu největší dopad na kvalitu obrazu, patří zdroj záření, detekční systém a rekonstrukční algoritmus. V tomto a příštím článku se zaměříme na první dvě komponenty, zdroj a detekční systém.

V posledních dvaceti letech se vývoj CT detektorů řídil třemi hlavními trendy: zvyšováním počtu řezů, které souvisí s pokrytím většího skenovaného objemu, zvyšováním rychlosti skenu, která souvisí s větším výkonem zdroje a s kratšími dobami potřebnými k vyhodnocení signálu, a redukcí dávek, které velmi těsně souvisí s použitím iterativní rekonstrukce.

Jako CT detektory se v současnosti používají scintilační detektory, které mají detekční účinnost téměř 100%, zatímco dříve používané plynové detektory (xenonem plněné ionizační komory) měly účinnost pouze okolo 70%.

Scintilační detektory se skládají ze tří hlavních částí, dalo by se říct i vrstev. První vrstvou je scintilační materiál, který převádí energii detekovaných rtg fotonů na fotony viditelného světla. Další vrstvu tvoří fotodiody, na které dopadají vzniklé fotony viditelného světla, jejichž energie je převedena na elektrický signál. Třetí vrstvu představuje substrát pro přenesení elektrického signálu k elektronice k zesílení a dalšímu zpracování.

Matice detektorů se skládá z malých detekčních elementů. Rozpětí matice detektorů v axiální rovině pacienta je cca 1 m. Ukázka takové matice detektorů s tloušťkou 8 cm v podélné ose pacienta je na obr. 1. Na obr. 2 je ukázka scintilačního materiálu pro 64-řadý detektor. Scintilační materiál jednotlivých detekčních elementů je od sebe oddělen odrazivými vrstvami (septy) pro minimalizaci prostorového cross-talku (cross-talk je jev, kdy je světlo z jedné interakce zaznamenáno i v sousedních scintilačních elementech, nikoliv pouze v tom jednom, kde došlo k interakci, udává se v procentech celkového signálu). Na obr. 3 je pak ukázka matice diod, které jsou připevněny ke scintilačnímu materiálu.

Obr. 1: Matice CT detektorů (Philips) [1]

Obr. 2: Scintilační materiál CT detektoru (Philips) [1] – scintilační materiál (nažloutlá barva) jednotlivých detekčních elementů je oddělen odrazivými vrstvami (bílá barva) pro minimalizaci cross-talku

Obr. 3: Matice diod, která je připevněna na výstupní stranu scintilačního materiálu (Philips) [1]

Vlastnosti detektoru jsou klíčové pro získání CT obrazu dostatečné kvality. Zejména jde o dynamický rozsah (signál v detekčních elementech se může lišit až o 4 řády, CT detektory mají rozsah cca 5 řádů), rychlost odezvy, prostorové rozlišení, geometrickou detekční účinnost, kvantovou detekční účinnost a cross-talk (prostorový i časový, většinou několik procent), ale také o stabilitu (dlouhodobou i krátkodobou, kdy CT detektory musí produkovat stejnou odezvu na stejné ozáření) a homogenitu.

Geometrická detekční účinnost (geometric detection efficiency, GDE) je poměr mezi množstvím rtg fotonů dopadajících na aktivní oblast detektoru a celkovým množstvím dopadajících rtg fotonů. Závisí zejména na tzv. fill-faktoru (poměr mezi aktivní plochou detektoru a celkovou plochou detektoru, neaktivní plocha je plocha, kterou zaujímá elektronika). Typicky se pohybuje okolo 70%.

Kvantová detekční účinnost (detective quantum efficiency, DQE) je poměr mezi druhou mocninou SNR (signal to noise ratio) na výstupu detektoru SNRout a druhé mocniny SNR na vstupu detektoru SNRin. Většina zdrojů uvádí DQE pouze ve spojitosti se skiagrafií (radiografií), kdy výsledný obraz přímo souvisí s kvalitou detektoru. DQE klesá s klesající dávkou, protože se významně uplatňuje elektronický šum. Pro ideální detektor platí, že DQE=1.

Celková detekční účinnost (detection efficiency) detektoru je pak dána součinem geometrické a kvantové detekční účinnosti:

DE = GDE*DQE.

DQE však může být charakterizováno také jinak, a to pomocí noise power spektra, modulační přenosové funkce a signálu z plochy detektoru, jak bylo ukázáno v jednom z předešlých článků.

Použitá literatura
[1] Shefer E, Altman A, Behling R, Goshen R, Gregorian L, Roterman Y, Uman I, Wainer N, Yagil Y, Zarchin O. State of the art of CT detectors and sources: A literature review. Curr Radiol Rep. 2013; 1: 76-91.
[2] International Atomic Energy Agency. Diagnostic Radiology Physics: A Handbook for Teachers and Students. International Atomic Energy Agency, 2014.

Kvíz XII

Otázky:
Q1: Jaká je bitová hloubka pixelů detektoru, je-li možné zobrazit signál s rozlišením kontrastu 0,1%?
a) 2
b) 4
c) 8
d) 10

Q2: Všechny z následujících možností patří do elektromagnetického spektra s výjimkou jednoho. Kterého?
a) Gama záření
b) Rtg záření
c) Pozitronové záření
d) Mikrovlny

Q3: Mějmě hypotetický model atomu, který má vazebnou energii na slupce K 21 keV, na slupce L 14 keV a na slupce M 9 keV. Předpokládejme, že na slupce K vzniklo volné místo v elektronovém obalu. Jakou výslednou energii může mít vzniklé rtg záření?
a) Pouze 5 keV
b) Pouze 7 keV
c) 9 a 14 keV
d) 5, 7 a 12 keV

Q4: Rtg záření vzniklé rozptylem nebo brzděním nabitých částic se nazývá:
a) Čerenkovovo záření
b) Brzdné záření
c) Charakteristické záření
d) Elektrony Braggova píku

Q5: V rentgence se mění množství energie urychlených elektronů na rtg záření, ale také na teplo. Jaká část energie (v %) je vynaložena na vznik rtg fotonů?
a) 0
b) 1
c) 10
d) 50

Q6: Které tvrzení o spektrech uvedených na obrázku níže je pravdivé? Spektra převzatá z knihy Bushberg, et al.
a) Pouze spektrum uvedené vlevo je použitelné klinicky
b) Spektrum vlevo je použitelné pro ženy s menšími prsy (menší tloušťka komprimované tkáně), zatímco spektrum vpravo je použitelné pro ženy s většími prsy
c) Spektrum vlevo je použitelné pro ženy s většími prsy, zatímco spektrum vpravo je použitelné pro ženy s menšími prsy
d) Pouze spektrum uvedené vpravo je klinicky použitelné

Q7: Pro ideální zobrazovací řetězec by plocha pod křivkou v ROC (receiver operating characteristic) grafu měla mít plochu:
a) 0
b) 0,5
c) 1
d) 10

Q8: Teoreticky je vnitřní rozlišení (v lp/mm) rtg systému s flat panel detektorem se čtvercovým polem o velikosti 20 cm a matici 1024×1024 pixelů rovno:
a) 0,2 lp/mm
b) 1,3 lp/mm
c) 2,6 lp/mm
d) 4,2 lp/mm

Q9: Dynamický rozsah v digitální mamografii je typicky v rozsahu několika tisíc stupňů šedi. Jaká bitová hloubka tomu odpovídá?
a) 4
b) 8
c) 12
d) 16

Q10: Který z následujících parametrů nekvantifikuje radiační zátěž z CT vyšetření?
a) Pitch faktor
b) CTDI
c) DLP
d) Efektivní dávka

Q11: Heel efekt vzniká v důsledku absorpce v:
a) Anodě
b) Katodě
c) Krytu rentgenky
d) Žádná z možností

Q12: Za jakým účel se využívá rotační anoda v rentgence?
a) Využití malého ohniska k produkci vyšší hodnoty anodového proudu
b) Zvýšení maximální energie rtg svazku
c) Nižší tepelné zatížení anody
d) Redukce ceny rtg systému

Q13: Jaký je základní rozdíl mezi rentgenkou skiagrafického a multislice CT systému?
a) CT rentgenka pracuje při vyšším napětí
b) Skiagrafická rentgenka pracuje při vyšším napětí
c) CT rentgenka je mnohem menší, aby se vešla do gantry
d) CT rentgenka má mnohem větší tepelnou kapacitu

Q14: Charakteristické záření o energiích 20 a 23 keV je produkováno na terčíku ze kterého materiálu?
a) Wolfram
b) Rhodium
c) Molybden
d) Hliník

Q15: Současné zobrazovací rtg systémy využívají jakého generátoru napětí?
a) Jednofázový dvoupulzní
b) Třífázový šestipulzní
c) Třífázový dvanáctipulzní
d) Vysokofrekvenční

Q16: Rtg spektra, převzatá z knihy Bushberg, et al., na obrázku níže jsou produkována s odlišnými:
a) mA
b) kV
c) kV a materiálem terčíku
d) kV a filtrací

Q17: Jaký je maximální možný anodový proud generovaný rentgenkou při napětí 100 kV po dobu 0,1 s, je-li nominální zatížení anody 70 kW?
a) 7 mA
b) 70 mA
c) 700 mA
d) 7000 mA

Q18: Jaký je většinou transformační poměr u vysokonapěťových tranformátorů?
a) 50-100
b) 500-1000
c) 5000-10000
d) 50000-100000

Q19: Pro kterou z kombinací anody a terčíku bude mít rtg svazek generovaný při napětí 30 kV nejmenší polotloušťku?
a) Mo a Mo
b) Mo a Rh
c) Rh a Rh
d) W a Ag

Q20: Nevýhodou digitální mamografie ve srovnání s filmovou mamografií (myšlena kombinace film-fólie) je:
a) Horší kontrast
b) Nižší DQE (detective quantum efficiency, detekční kvantová účinnost)
c) Vyšší střední dávka v mléčné žláze
d) Horší prostorové rozlišení

Q21: Digitální tomosyntéza pro zobrazení prsní tkáně (někdy označovaná jako 3D mamografie) neumožňuje:
a) Rekonstrukci ohniskových rovin v kraniokaudálních i laterálních projekcích
b) Získání několika obrazů s dávkou odpovídající běžné mamografii
c) Získání obrazů ekvivalentních rekonstrukci z CT dat
d) Rekonstrukci syntetického 2D mamografického obrazu

Q22: Na níže uvedeném obrázku jsou rekonstruované CT obrazy. V čem se od sebe odlišují?
a) kV
b) mAs
c) Tloušťkou rekonstruovaného řezu
d) Rekonstrukčním kernelem

Q23: Artefakty na obrázku níže jsou způsobeny:

a) Pohybem pacienta
b) Podvzorkováním
c) Přítomností zubních výplní
d) Nesprávným nastavením detektoru

Q24: Při určitém CT vyšetření hlavy dospělého pacienta uvedl CT skener na konzoli hodnotu CTDI_vol 50 mGy a odhadovaná efektivní dávka je 2 mSv. Jak se změní hodnota CTDI_vol, použiji-li úplně stejné nastavení kV a mAs pro vyšetření břicha dospělého pacienta?
a) CTDI_vol i efektivní dávka se sníží
b) CTDI_vol se sníží a efektivní dávka se zvýší
c) CTDI_vol se zvýší a efektivní dávka se sníží
d) CTDI_vol i efektivní dávka se zvýší

Q25: Hodnota CTDI_vol uváděná CT skenerem je nevhodným parametrem pro odhad dávky pacienta, protože:
a) Pacient může mít odlišný průměr, než je průměr PMMA fantomu, pro který je hodnota CTDI_vol uvedená
b) Mohla být použita odlišná hodnota pitch faktoru
c) Mohla být použita odlišná hodnota mAs
c) Mohla být použita odlišná hodnota kV

Q26: Níže uvedený obrázek byl pořízen v průběhu provádění jednoho testu na rtg zařízení. K čemu tento test slouží?
a) Zjištění senzitivity a linearity
b) Zjištění kolmosti svazku a souhlasu radiačního a světelného pole
c) Zjištění velikosti detektoru
d) Zjištění rozlišení při nízkém kontrastu

Q27: Který z následujících parametrů nejméně ovlivňuje kvantový šum v CT obraze?
a) kV
b) Síla iterativní rekonstrukce
c) Velikost pacienta
d) Střed a šířka okna pro zobrazení stupňů šedi (WW, WL)

Q28: Která z následujících možností vede ke zvětšení CT obrazu zobrazeného na monitoru?
a) Zvětšení matice
b) Zvětšení FoV (field of view)
c) Zmenšení zobrazeného FoV
d) Zmenšení vzdálenosti mezi pacientem a detektorem

Q29: Zmenším-li FoV použitím primárních clon na angiografickém systému s flat panel detektorem (bez pixel binningu), jaký efekt to bude mít na prostorové rozlišení a dávku pacientovi?
a) Rozlišení se zlepší, dávka pacientovi vzroste
b) Rozlišení se zhorší, dávka pacientovi vzroste
c) Rozlišení zůstane stejné, dávka pacientovi klesne
d) Rozlišení se zlepší, dávka pacientovi klesne

Q30: Intervenční referenční bod, definovaný v České technické normě ČSN EN 60601-2-43, pro skiaskopické systémy s C-ramenem se nachází:
a) Na vstupu flat panel detektoru
b) V izocentru rotace C-ramene
c) Ve vzdálenosti 15 cm od izocentra rotace ve směru k rentgence
d) Ve vzdálenosti 15 cm od izocentra rotace ve směru k flat panel detektoru

Odpovědi:
A1: d) 10. Je-li systém schopen zobrazit rozlišení kontrastu 0,1%, musí mít dynamický rozsah minimálně 1000, tj. 2^10=1024. Pak rozlišení kontrastu 0,1% odpovídá rozdílu v signálu 1.
A2: c) Pozitronové záření.
A3: d) 5, 7 a 12 keV.
A4: b) Brzdné záření.
A5: b) 1.
A6: a) Pouze spektrum uvedené vlevo je použitelné klinicky. Spektrum vpravo je nevhodná kombinace anody a filtru, která vede k zeslabení píků charakteristického záření, což je nežádoucí.
A7: c) 1.
A8: c) 2,6 lp/mm. Velikost detekčního elementu je 20 cm/1024 = 200 mm/1024 = 0,195 mm. Rozlišení v lp/mm se stanoví jako 1/(2*velikost detekčního elementu) = 1/(2*0,195) = 2,6 lp/mm.
A9: c) 12. 2^12=4096, tedy několik tisíc.
A10: a) Pitch faktor.
A11: a) Anodě.
A12: a) Využití malého ohniska k produkci vyšší hodnoty anodového proudu. Teplo vznikající na anodovém terčíku je rozloženo do větší plochy, chlazení je efektivnější, je možné produkovat více rtg fotonů, tedy vyšší proud.
A13: d) CT rentgenka má mnohem větší tepelnou kapacitu.
A14: b) Rhodium.
A15: d) Vysokofrekvenční.
A16: b) kV.
A17: c) 700 mA.
A18: b) 500-1000.
A19: a) Mo a Mo. Tato kombinace propustí nejvíce rtg fotonů nižších energií (charakteristické fotony), ze všech uvedených kombinací.
A20: d) Horší prostorové rozlišení. U filmové mamografie bylo prostorové rozlišení vyšší než 11 lp/mm, zatímco u digitální mamografie je pro detekční element o velikosti 50-100 um prostorové rozlišení 5-10 lp/mm. U CR systémů je to okolo 10 lp/mm.
A21: c) Získání obrazů ekvivalentních rekonstrukci z CT dat. Obrazy z digitální tomosyntézy jsou koronální nebo sagitální, avšak axiální nikoliv.
A22: d) Rekonstrukčním kernelem.
A23: c) Přítomností zubních výplní
A24: b) CTDI_vol se sníží a efektivní dávka se zvýší. CTDI_vol pro břicho je uváděno pro PMMA fantom o průměru 32 cm, zatímco pro hlavu pro fantom o průměru 16 cm. Hodnoty mezi nimi jsou přibližně CTDI_vol(16 cm) = 2*CTDI_vol(32 cm). Tedy hodnota CTDI_vol se sníží. Efektivní dávka se zvýší, protože v oblasti břicha má člověk více radiosenzitivních orgánů (tlusté střevo, játra, žaludek…) než v oblasti hlavy, stejné množství záření „způsobí“ vyšší efektivní dávku.
A25: a) Pacient může mít odlišný průměr, než je průměr PMMA fantomu, pro který je hodnota CTDI_vol uvedená. Hodnota CTDI_vol se vztahuje k fantomu o průměru 16 cm nebo 32 cm, pro odhad dávky pacientovi z CT je potřeba korigovat hodnotu CTDI_vol na aktuální průměr pacienta v dané oblasti, tj. je potřeba získat hodnotu SSDE.
A26: b) Zjištění kolmosti svazku a souhlasu radiačního a světelného pole.
A27: d) Střed a šířka okna pro zobrazení stupňů šedi (WW, WL).
A28: c) Zmenšení zobrazeného FoV. Zmenšením FoV se mi stávající FoV „roztáhne“ přes celý monitor, čímž se mi zvětší CT obraz.
A29: c) Rozlišení zůstane stejné, dávka pacientovi klesne. Prostorové rozlišení se změnou FoV (velikosti pole) nemění. Měnilo by se, kdyby se jednalo o zoom (zvětšení). Dávka pacientovi klesne, protože se méně tkání nachází v primárním rtg svazku. Nicméně v praxi se stává, že dávka na detektor je mírně zvýšena, protože zvětšením daného FoV na celý monitor vzroste subjektivně vnímaný šum. Mírné zvýšení dávky vede k tomu, že i zvětšený obraz se subjektivně jeví jako stejně zašuměný jako při větším FoV.
A30: c) Ve vzdálenosti 15 cm od izocentra rotace ve směru k rentgence.

Použitá literatura:
Radiological Physics 2016. Raphex diagnostic examination. 2013-2016. Radiological and Medical Physics Society of New York.

Rentgenové vyšetření v těhotenství

Často mi od vás, čtenářů, především pak čtenářek, chodí dotazy ohledně ozáření v těhotenství. Ve velké většině případů se jedná o zbytečný strach, ale proberme si to postupně.

Jde-li žena-pacientka na rentgenové (rtg) vyšetření, často se v čekárně setká s upozorněním, že má oznámit personálu, je-li těhotná nebo mohla by být těhotná. Už tady ta situace vzbuzuje v ženách strach, že ono rtg záření je skutečně nebezpečné. V některých případech dokonce vzbuzuje v pacientkách jednání, jako kdyby rtg obecně bylo téměř toxické, tj. jsem v blízkosti rtg vyšetřovny a jsem těhotná, plod určitě bude poškozený. Ale je to špatná domněnka. Rtg vyšetřovna není nebezpečná, rtg záření tam vzniká pouze tehdy, je-li v daném okamžiku provedena expozice neboli ono rtg vyšetření. Ani před ním, ani po něm nehrozí žádné nebezpečí vám, ani vašemu nenarozenému miminku, a to ani přímo na rtg vyšetřovně, už vůbec ne v jejím okolí.

Přejděme dále. Samotná těhotná pacientka má podstoupit rtg vyšetření. Oznámila personálu, že je těhotná. Jedná-li se o rtg vyšetření mimo oblast břicha a pánve, je možné rtg vyšetření provést bez jakýchkoliv obav. Např. rtg vyšetření kotníku, kolene, ramene, plic, zubů… Plod v těchto případech obdrží nulovou dávku, proto mu z těchto rtg vyšetření nehrozí jakékoliv nebezpečí. Použití ochranné zástěry má víceméně psychologický efekt, takže není potřeba ji striktně vyžadovat.

Jedná-li se o rtg vyšetření v oblasti břicha a pánve, je potřeba, aby lékař-radiolog na daném pracovišti posoudil, je-li vyšetření skutečně nutné. Jde-li odložit, pak se to doporučuje. Nejde-li to, např. z porodnických nebo ortopedických indikací, pak se provede. Dávka na plod z rtg vyšetření břicha a pánve se pohybuje v dávkách do 10 mGy. Prahová dávka pro vznik poškození je však až 100 mGy (je to přibližně stanovená hranice, neplatí, že je to hranice striktně oddělující bezpečné dávky od nebezpečných), tj. dávky jsou hluboko pod touto hranicí. Takže i takové rtg vyšetření je pro nenarozené miminko bezpečné, pacientky se nemusí obávat.

Nyní se posuneme k vyšetření, které využívá taktéž rtg záření, ale ve větší míře, a to CT vyšetření. Zde opět platí, že jedná-li se o CT vyšetření mimo oblast břicha a pánve, pak je možné ho provést bez jakýchkoliv obav. Plod už zde dostane malinkou dávku z rozptýleného záření z těla pacientky, ale ve většině případů se jedná o dávky na plod menší než 0,01 mGy. To platí i pro CT mozku, např. z důvodu cévní mozkové příhody nebo traumatu. Mírně vyšší dávky na plod, dávky do 1 mGy se mohou vyskytnout při CT vyšetření hrudníku (ale vzpomeňme si, že prahová hodnota pro vznik poškození je 100 mGy). V případě CT vyšetření z důvodu polytraumatu, např. automobilové nehody, je dávka na plod při vyšetření od mozku až po stehenní kosti v rozmezí 10-30 mGy, tj. opět hluboko pod hranicí 100 mGy.

Jedná-li se o cílené CT vyšetření břicha a/nebo pánve, zde je situace obtížnější a závisí na období vývoje plodu a současně na provedení konkrétního CT vyšetření. Z hlediska vývoje plodu platí, že jedná-li se o 0.-2. týden po početí, platí pravidlo „všechno nebo nic“, tj. buď dojde k samovolnému potratu nebo se plod vyvíjí úplně normálně bez jakýchkoliv poškození. V této fázi vývoje není zdůvodněné umělé přerušení těhotenství, tělo si s touto situací poradí samo.

Bylo-li CT vyšetření v oblasti břicha a/nebo pánve provedeno v období od 3. týdne od početí, je nutné odhadnout dávku na plod pro dané CT vyšetření a anatomické poměry pacientky. V této fázi je nutná spolupráce pracoviště, na kterém provedli CT vyšetření, a radiologického fyzika, který odhadne dávku na plod na základě všech parametrů vyšetření a pacientky. Je-li odhadnutá dávka na plod menší než 100 mGy, situaci není potřeba dále řešit, opět to není důvod k umělému ukončení těhotenství. Je-li dávka na plod vyšší než 100 mGy, což se může stát např. pro komplikovaná CT vyšetření, pak je nutné uvážit další okolnosti (jedná-li se o dlouho očekávané těhotenství, náboženské důvody), doporučuje se konzultace s genetickou poradnou. Ještě podotýkám, že hranice 100 mGy není striktní, je to pouze přibližná hranice, od které je potřeba začít se daným případem zabývat.

Publikované studie dokazují poškození plodu až od podstatně vyšších dávek, řádově okolo 500-1000 mGy. Takže ani překročení dávky 100 mGy na plod neznamená, že se poškození plodu určitě vyskytne. Pravděpodobnost vzniku poškození je sice vyšší než u dávek pod 100 mGy, ale existují případy, kdy ani dávka na plod 400 mGy nezpůsobila vůbec žádné poškození plodu a dítě se narodilo zdravé.

Bez ohledu na velikost dávky na plod při rtg vyšetření v těhotenství je potřeba si uvědomit, že bohužel existuje i výskyt spontánně vzniklých poškození, tedy bez ohledu na rtg ozáření. Např. pravděpodobnost spontánního potratu je větší než 15 %, výskyt genetických abnormalit 4-10 %, poruchy růstu se vyskytují u cca 4 % jedinců.

Závěrem lze říct, že rtg vyšetření se stala pro těhotné pacientky velkým strašákem, ale často zbytečným. Právě stres způsobený tím, že se pacientka užírá myšlenkami, jestli se něco nestalo nenarozenému dítěti při rtg vyšetření, je v mnoha případech větším nebezpečím než samotné rtg vyšetření. Trápí-li vás taková situace, zeptejte se na daném pracovišti, měli by vám poskytnout relevantní informace, abyste se nemusela zbytečně obávat.

Použitá literatura
International Commission on Radiological Protection. Pregnancy and medical radiation. Ann ICRP 2000;30(1):1–43
Súkupová L., Vachata P. Riziko poškození plodu v důsledku rentgenových výkonů u gravidních žen.Česká a slovenská neurologie a neurochirurgie 2017; 80(113): 276-279

Použití ionizační komory (2)

Při použití ionizační komory pro měření ve fotonových svazcích musí být splněno několik předpokladů, které nám zaručí, že dávka odvozená z odezvy ionizační komory odpovídá v dávce daném médiu. Nejdůležitějším předpokladem je rovnováha nabitých částic, v případě rtg diagnostiky modifikovaná na elektronovou rovnováhu.

Rovnováha nabitých částic říká, že množství a energie částic do objemu vstupujících je shodná s množstvím a energií částic z objemu vystupujících. Grafické znázornění je uvedeno na obr. 1.

Obr. 1: Znázornění rovnováhy nabitých částic [1]

Pro jednoduchost předpokládejme, že se všechny nabité částice, pro nás tedy elektrony, pohybují stejným směrem a mají stejnou energii, což je znázorněno v horní části obr. 1.  Nyní si popíšeme, co se děje s elektrony v malém objemu dV, když tento objem umisťujeme ve směru svazku hlouběji do ozařovaného objemu.

Blízko povrchu ozařovaného objemu je počet elektronů (celková ionizace) v objemu dV malý, s rostoucí hloubkou narůstá počet elektronů, které jsou uvolňovány interagujícími fotony. Množství těchto elektronů je znázorněno v dolní části obr. 1 v jednotlivých obdélníčcích. V určité hloubce od povrchu dosáhne počet elektronů (celková ionizace) maxima, graficky znázorněno na obr. 2, poté se jejich počet, stejně tak celková ionizace, snižuje, tak jak se zeslabuje svazek fotonů v materiálu. Hloubka, ve které je ionizace maximální, je mezní hloubkou, od které dále do hloubky se předpokládá, že je splněna rovnováha nabitých částic, pro nás elektronová rovnováha. Hloubka maximální ionizace odpovídá dosahu nabitých částic, pro nás elektronů vzniklých v důsledku interakcí rtg fotonů v ozařovaném objemu, v daném materiálu.

Obr. 2: Celková ionizace v závislosti na hloubce [1]

Případ znázorněný na obr. 2 předpokládá, že ionizace na povrchu je nulová, což je taktéž zjednodušení, které není reálné. Ve skutečnosti je běžné, že na povrchu materiálu se vyskytuje množství nabitých částic (elektronů), které se tam dostávají rozptylem.

Maximální ionizace je dosaženo v určité hloubce, která závisí na energii interagujících fotonů, a tedy energii vzniklých elektronů. Pro energie využívané v rtg diagnostice je hloubka maximální ionizace velmi malá, tj. maximální ionizace je dosaženo velmi blízko povrchu (hloubka odpovídající dosahu elektronů v daném materiálu, jak bylo uvedeno výše). Hodnoty hloubky, ve které je dosaženo maximální ionizace, jsou pro velké rozpětí energií uvedeny v tab. 1 pro vodu (vlastnostmi blízká měkkým tkáním) a kompaktní kost.

Tab. 1: Dosah elektronů různých energií ve vodě a v kompaktní kosti [1]

Vezmeme-li z tab. 1 pouze energie relevantní pro rtg diagnostiku, je dosah elektronů ve vodě do 1 mm, proto je i maximální ionizace dosaženo v hloubce pod 1 mm. Zatímco pro energii např. 1 MeV je to v řádu jednotek cm. Oblast mezi povrchem a dosažením maximální ionizace se označuje jako build-up oblast. Build-up efekt umožňuje v radioterapii šetřit kůži pacientů. V rtg diagnostice je build-up efekt zanedbatelný, proto je nejvíce ozařovaným orgánem v rtg diagnostice právě kůže pacienta.

Neméně důležitým předpokladem pro dosažení rovnováhy nabitých částic je homogenní složení ozařované oblasti a dále pak i homogenní rtg svazek.

Použitá literatura
[1] Dance DR, Christofides S, Maidment ADA, McLean ID, Ng KH. Diagnostic radiology physics: A handbook for teachers and students. International Atomic Energy Agency, 2014

Použití ionizační komory (1)

Za běžných podmínek se plyny chovají jako výborné izolanty, ale působením ionizujícího záření se jejich chování mění. Elektricky neutrální atomy molekuly se působením ionizujícího záření štěpí na kladné ionty a elektrony. V důsledku toho již plyn není izolant, ale stane se vodivým. Toho se využívá u plynových detektorů, mezi které se řadí i ionizační komory. Dále se do plynových detektorů řadí proporcionální detektory a Geiger-Müllerovy detektory. Všechny tyto detektory se od sebe odlišují velikostí a rozložením intenzity elektrického pole, které jsou určeny geometrií detektoru, napětím a druhem a tlakem pracovního plynu. Ukázka pracovních režimů jednotlivých typů plynových detektorů je zobrazena na obr. 1.

Obr. 1: Pracovní oblasti různých typů plynových detektorů (sebraný náboj na elektrodách v závislosti na intenzitě elektrického pole, tedy elektrickém potenciálu mezi elektrodami)

První oblast na obr. 1 („region not used“) je oblast, kdy není intenzita elektrického pole dostatečná, produkty ionizace nejsou dostatečně rychle odděleny od sebe, dochází k jejich rekombinaci. Tato oblast se označuje jako oblast rekombinační nebo oblast Ohmova zákona. Pro práci plynových detektorů se nevyužívá.

S rostoucí intenzitou elektrického pole roste i driftová rychlost vytvořených iontů a elektronů, klesá pravděpodobnost rekombinace. Od určité hodnoty napětí je velikost sebraného náboje nezávislá na intenzitě elektrického pole, protože jsou již všechny vzniklé elektrony a ionty sebrány. Tato oblast se označuje jako oblast nasyceného proudu. V této oblasti pracují ionizační komory (na obr. 1 je tato oblast označená „ion chamber region“).

Za oblastí práce ionizačních komor je oblast proporcionality (na obr. 1 označená „proportional counting region“), ve které pracují proporcionální detektory. Počet sebraných iontů a elektronů je vyšší než počet vytvořených, což je dáno plynovým zesílením detektoru. Poté následuje oblast omezené proporcionality, pro plynové detektory se běžně nepoužívá.

Se zvyšující se hodnotou intenzity elektrického pole se dostáváme do oblasti Geiger-Müllerovy (na obr. 1 označena „Geiger region“), ve které pracují Geiger-Müllerovy detektory.

Ionizační komory i proporcionální detektory umožňují měření energie částic, proto se označují jako spektrometrické detektory, zatímco Geiger-Müllerovy detektory to neumožňují, jedná se pouze o čítače částic.

Vyhodnocení odezvy ionizační komory lze provést dvěma způsoby. V radiodiagnostice se využívá vyhodnocení proudové (integrální), při kterém se měří proud odpovídající ionizací vytvořenému náboji za jednotku času. Vyhodnocení impulzní je určeno pro spektrometrické měření, ale nelze ho použít pro takové fluence, jaké se využívají v rtg diagnostice.

Celkový náboj elektronů nebo iontů stejného znaménka je výsledný signál, který je vynásobením energií potřebnou na vznik jednoho iontového páru ve vzduchu vzhledem k hmotnosti vzduchu převeden na kermu ve vzduchu. Energie potřebná pro vytvoření jednoho iontového páru ve vzduchu je rovna 33,97 eV.

Jak je již zřejmé z výše uvedeného, ionizační komory jsou plněny vzduchem a používají se k měření kermy ve vzduchu nebo dávky. Ionizační komory mohou mít různý tvar, nejčastěji se v rtg diagnostice používají cylindrické (tvar válečku, patří sem i tužkové ionizační komory) a planparalelní (tvar disku).

U planparalelní ionizační komory jsou elektrody planparalelně uspořádané vzhledem ke vstupnímu okénku (povrchu) komory. U cylindrických komor je v geometrickém středu jedna elektroda (drátek), vnější obal pak představuje druhou elektrodu. Elektroda uprostřed je anoda, plášť komory je katoda.

Vzduch v dutině ionizačních komor používaných v radiodiagnostice komunikuje s vnějším prostorem okolo, proto je potřeba korigovat odezvu ionizační komory na teplotu, tlak a vlhkost okolí. Teplota a tlak ovlivňují odezvu komory významně, vlhkost zanedbatelně.

Ionizační komory, které nekomunikují s prostorem okolo (jsou vzduchotěsné), nejsou vhodné pro měření v rtg diagnostice, protože tloušťka stěn komory nezbytná k udržení vzduchotěsnosti vykazuje velkou energetickou závislost.

Použitá literatura
[1] https://en.wikipedia.org/wiki/Ionization_chamber#/media/File:Detector_regions.gif
[2] Gerndt J. Detektory ionizujícího záření. České vysoké učení technické, Fakulta jaderná a fyzikálně inženýrská, 1994
[3] Dance DR, Christofides S, Maidment ADA, McLean ID, Ng KH. Diagnostic radiology physics: A handbook for teachers and students. International Atomic Energy Agency, 2014

Kerma vs. dávka v rtg diagnostice

Mějme objem určité látky V o hmotnosti m, se kterou interagují nenabité částice, pro rtg diagnostiku typicky rtg fotony. Část energie rtg fotonů ɛ_tr je vynaložena při různých interakcích na vznik sekundárních částic. Tato energie ɛ_tr je dána jako suma všech počátečních kinetických energií nabitých částic uvolněných nenabitými v daném objemu V. Nenabitými částicemi jsou pro energie v rtg diagnostice rtg fotony, nabitými částicemi elektrony, které vznikají např. při fotoefektu nebo při nekoherentním rozptylu (Comptonův rozptyl). Proto vynaložená energie ɛ_tr odpovídá sumě počátečních kinetických energií elektronů v okamžiku jejich vzniku.

Jakmile reagují nabité částice (elektrony) s látkou, část jejich kinetické energie může být vyzářena ve formě brzdného záření. Avšak v rozsahu energií v rtg diagnostice je tato interakce velmi nepravděpodobná, tedy zanedbatelná.

Nyní máme energii ɛ_tr vynaloženou na vznik sekundárních částic v látce o objemu V a hmotnosti m. Nechť je R_in energie záření, která do objemu V vstupuje, a R_out energie, která z objemu V vystupuje. Pak sdělená energii ɛ danému objemu látky V je rovna rozdílu energií R_in a R_out, ɛ = R_in-R_out.

Na základě výše definovaných veličin již můžeme definovat kermu (akronym Kinetic Energy Released per unit MAss): K = dɛ_tr/dm neboli kerma je rovna podílu součtu počátečních kinetických energií všech nabitých částic uvolněných nenabitými v malém objemu látky dV o hmotnosti dm. Jednotkou je J/kg a nazývá se Gray, značka Gy.

Pro kermu platí, že může být definována v jakémkoli materiálu, proto je nutné uvést, ke kterému materiálu se kerma vztahuje. Kerma je definována pouze pro nenabité (nepřímo ionizující) částice, tj. fotony a neutrony. Kerma popisuje první krok při interakci nenabitých částic s látkou – předání energie z nenabitých částic na nabité částice. Neméně důležitý předpoklad pro definici kermy je ten, že energie sekundárně vzniklých částic (elektronů v rtg diagnostice) nemusí zůstat v malém objemu dV, ve kterém částice vznikly, kerma pracuje pouze s počáteční kinetickou energií těchto vzniklých částic. Kinetická energie elektronů je pak využita na excitaci a ionizaci atomů látky, ve které elektrony interagují.

Absorbovaná dávka je rovna podílu sdělené energie  dodané látce o hmotnosti dm a této hmotnosti dm. D = dɛ/dm. Jednotkou je opět Gray (J/kg), značka Gy. Absorbovaná dávka popisuje druhý krok interakce nenabitých částic s látkou, jde o popis depozice energie nabitých částic v látce.

Jak je vidět již z definic obou veličin, jsou mezi nimi rozdíly. Jedním z rozdílů je objem látky, ke kterému se veličiny vztahují. Kerma pracuje s objemem, ve kterém došlo ke vzniku částic, tedy objemem, kde byla předána energie z nenabitých částic nabitým. Dávka pracuje s objemem, ve kterém se deponovala kinetická energie těch vzniklých nabitých částic.

Největší rozdíl mezi veličinami je však na rozhraní dvou materiálů, kde jsou rozdílné hustoty ionizace a rozdílný rozptyl. Na rozhraní dvou materiálů je změna v hodnotě kermy skoková, je daná podílem hmotnostních součinitelů přenosu energie obou materiálů, zatímco dávka se mění postupně až do hloubky, která odpovídá dosahu sekundárních částic (elektronů v rtg diagnostice).

Podíl hmotnostních součinitelů přenosu energie na rozhraní kosti a měkké tkáně je graficky znázorněn na obr. 1.

Obr. 1: Podíl hmotnostních součinitelů přenosu energie na rozhraní kosti a měkké tkáně pro různé energie [1]

Z obr. 1 je zřejmé, že změny kermy pro rtg fotony v rozsahu energií používaných v rtg diagnostice jsou na rozhraní kosti a měkké tkáně velmi významné. Současně však také v závislosti na dosahu sekundárních elektronů (konkrétní hodnoty dosahu sekundárních elektronů jsou uvedeny v tab. 1) vznikajících v důsledku interakcí rtg fotonů lze říct, že absorbovaná dávka je tím ovlivněna pouze do velmi malé hloubky (odpovídající dosahu sekundárních elektronů), do hloubky menší než cca 1 mm.

Tab. 1: Dosahy sekundárních elektronů ve vodě a v kosti [1]

Obecně zjednodušeno platí, že pro energie fotonů používaných v rtg diagnostice se předpokládá, že v materiálech s nízkým Z (měkké tkáně i kosti) jsou si kerma a dávka rovny (od určité hloubky v ozařovaném objemu, kdy je dosaženo elektronové rovnováhy, tato hloubka odpovídá dosahu sekundárních elektronů, tj. od hloubky větší než cca 1 mm, tedy prakticky skoro vždy; podíl energie vynaložené na vznik brzdného záření je zanedbatelný, k této interakci při rtg energiích nedochází). U vyšších energií to však předpokládat nelze.

Použitá literatura
[1] Dance DR, Christofides S, Maidment ADA, McLean ID, Ng KH. Diagnostic radiology physics: A handbook for teachers and students. International Atomic Energy Agency, 2014

Jakým způsobem ovlivňuje napětí rtg svazku dávku pacientovi?

Proč u skiagrafie klesá dávka pacientovi s rostoucí hodnotou napětí (ale jenom někdy), ale u CT tomu tak není, resp. je to přesně naopak?
—————————————————————————————–

Nejprve ke skiagrafii:
Budu-li mít skiagrafický rtg systém bez expoziční automatiky, tak tam platí, že s rostoucím napětím roste dávka pacientovi, protože s rostoucím napětím roste nejen pronikavost, ale i množství vyprodukovaných fotonů (celkově fluence energie). Tedy nezměním-li hodnotu mAs, ale pouze zvednu hodnotu napětí, vzroste s vyšší hodnotou napětí i dávka pacientovi, protože se vyprodukuje více rtg fotonů, navíc i vyšší energie, vzroste i dávka na receptoru obrazu. Platí zde tzv. „pravidlo 15%“ neboli zvednu-li napětí o 15%, bude fluence energie rtg fotonů o 50% vyšší. V praxi to pak znamená, že s nárůstem napětí o 15% je potřeba snížit hodnotu mAs o 50%, abych dostala stejnou energii na receptoru obrazu.

Ačkoliv je fluence energie úměrná druhé mocnině napětí, v praxi je to více než jen druhá mocnina. Při nižším napětí jsou ve spektru zastoupeny více nízkoenergetické fotony, které jsou pohlceny základní filtrací (kryt rentgenky, chladící olej), zatímco při vyšším napětí nejsou odfiltrovány v takové míře. Takže fluence energie roste s vyšším napětím rychleji než jen s druhou mocninou, někdy se uvádí, že je to téměř třetí mocnina.

Situace je ale jiná v případě skiagrafického rtg systému s expoziční automatikou. Expoziční automatika funguje tak, že jakmile na ni dopadne dostatečná energie záření, tak expozici ukončí. Nechť je při rtg vyšetření na takovém rtg systému použito určité napětí a určitá hodnota mAs. Zvednu-li napětí o 15%, tak se mi automaticky sníží hodnota mAs přibližně o 50%. Tím dostanu na expoziční automatice stejnou fluenci energie. Ale dávka pacientovi se zmenší, protože mnohem více záření pacientem proletí a dopadne na receptor obrazu než v případě nižší hodnoty napětí, kdy se více rtg fotonů pohltí v pacientovi.

Nevýhodou vyšší hodnoty napětí je ztráta kontrastu v důsledku většího množství rozptýleného záření, což může u některých expozic vyžadovat zvýšení hodnoty proudu (množství rtg fotonů).

Nyní k CT:
Nechť mám CT skener s automatickou modulací proudu a napětí. Provedu vyšetření při 120 kV a dávka pacientovi, resp. hodnota CTDI nebo DLP, dosáhne určité hodnoty. Snížím-li hodnotu napětí na 80 kV, sníží se i dávka pacientovi, resp. CTDI nebo DLP. Důvodem je rozdílný způsob optimalizace, CT optimalizuje obraz na poměr kontrast vs. šum, na rozdíl od skiagrafických rtg systémů, které optimalizují na fluenci energie dopadající na receptor obrazu (v případě systémů s expoziční automatikou). CT skener se vždy snaží o získání konstantní hodnoty kontrast/šum, je-li kontrast vyšší, pak je akceptovatelný i vyšší šum a naopak.

Při nižší hodnotě napětí na CT mi vzroste zastoupení fotoefektu, tj. získávám podstatně lepší kontrast v obraze. S lepším kontrastem si můžu dovolit vyšší šum, který tam dozajista je, protože mám méně rtg fotonů a taktéž jsou nižší energie, tj. menší pronikavosti. Přesto dosáhnu požadované hodnoty kontrast/šum. Takže pak platí, že s nižší hodnotou napětí klesá dávka pacientovi, i když celkově je výsledný obraz podstatně více zašuměný než v případě vyšší hodnoty napětí.

Proto u CT platí, že s nižší hodnotou napětí klesá dávka pacientovi, ale podstatně narůstá šum v obraze, o kterém se většinou nemluví.

S napětím 140 kV dochází k velké ztrátě kontrastu, proto musím požadovaný poměr kontrast/šum „nahnat“ tím, že snížím významně šum, čehož dosáhnu vyšším počtem vyprodukovaných rtg fotonů, čemuž odpovídá vyšší dávka pacientovi. Takže s vyšším napětím narůstá dávka pacientovi.

Závěr:
Použiji-li skiagrafický rtg systém bez expoziční automatiky, pak platí, že s rostoucí hodnotou kV (bez změny hodnoty mAs) roste dávka pacientovi.

Použiji-li skiagrafický rtg systém s expoziční automatikou, pak platí, že s rostoucí hodnotou kV mi klesá dávka pacientovi, protože automatika mi sama sníží hodnotu mAs na potřebnou hodnotu.

U CT platí, že s nižší hodnotu kV je menší i dávka pacientovi, ale obraz je více zašuměný.

Kvíz XI

Otázky:
Q1: Absorbovaná dávka je energie absorbovaná na jednotku:
a) Hustoty
b) Hmotnosti
c) Objemu
d) Plochy

Q2: Jednotkou ekvivalentní dávky je:
a) C/kg
b) Gy
c) Sv
d) Je bezrozměrná

Q3: Radiační váhový faktor pro rentgenové záření nabývá hodnoty:
a) 1
b) 2
c) 10
d) 20

Q4: Je-li dávka na kůži při rtg výkonu 10 mGy, čemu je rovna ekvivalentní dávka na kůži?
a) 0,1 mSv
b) 1,0 mSv
c) 10 mSv
d) 100 mSv

Q5: Vstupní povrchová kerma K_e je nejméně ovlivněna následujícím parametrem rtg svazku:
a) Napětím
b) Proudem
c) Expozičním časem
d) Plochou rtg svazku

Q6: Která z následujících možností je nejvhodnější pro měření vstupní povrchové kermy?
a) Ionizační komora
b) Geiger-Müllerův počítač
c) NaI krystal
d) Fotonásobič

Q7:  Jaký je nejvyšší povolený dávkový (správně kermový) příkon při skiaskopii, měřený ve vzdálenosti 30 cm před detektorem?
a) 1 mGy/min
b) 87 mGy/min
c) 200 mGy/min
d) Není omezený

Q8: Při skiaskopii platí, že po určitém čase skiaskopie se musí ozvat zvuková výstraha. Jak dlouhý je tento časový interval?
a) 1 min
b) 5 min
c) 15 min
d) Není daný

Q9: Při intervenčních výkonech platí, že po určitém počtu pořízených akvizičních (cine) scén se musí ozvat zvuková výstraha. Jaký je to počet scén?
a) 5
b) 10
c) 50
d) Není daný

Q10: Jaká je jednotka veličiny součin kermy a plochy P_KA (KAP)?
a) Gy/cm2
b) Gy*cm2
c) Gy*cm
d) Gy2/cm

Q11: Faktor zpětného rozptylu (backscatter factor) v radiodiagnostice závisí na konkrétním rtg svazku (napětí, filtrace) a na velikosti pole. Jaká je jeho přibližná hodnota (mimo mamografii)?
a) 0,7
b) 1,1
c) 1,4
d) 1,7

Q12: Faktor zpětného rozptylu (backscatter factor) v radiodiagnostice závisí na konkrétním rtg svazku (napětí, filtrace) a na velikosti pole. Jaká je jeho přibližná hodnota v mamografii?
a) 0,7
b) 1,1
c) 1,4
d) 1,7

Q13: Mějme mamografický rtg systém s funkční expoziční automatikou. Zvýšení kterého z následujících parametrů vede k největší redukci střední dávky v mléčné žláze?
a) Proud
b) Expoziční čas
c) Napětí
d) Velikost ohniska

Q14: Fantom simulující hlavu dospělého člověka pro měření CTDI je válec vyrobený z PMMA (plexiskla), jehož průměr je:
a) 10 cm
b) 16 cm
c) 24 cm
d) 32 cm

Q15: V jakém vztahu jsou veličiny CTDI_w a CTDI_vol, resp. čemu se rovná poměr CTDI_vol/CTDI_w?
a) 1
b) Pitch faktoru
c) 1/pitch faktor
d) Doba rotace rentgenky

Q16: Jaký je přibližný vztah mezi CTDI_vol pro PMMA fantom o průměru 16 cm a 32 cm při stejném množství použitého rtg záření?
a) CTDI_vol(16 cm) = 2x CTDI_vol(32 cm)
b) CTDI_vol(32 cm) = 2x CTDI_vol(16 cm)
c) CTDI_vol(16 cm) = 5x CTDI_vol(32 cm)
d) CTDI_vol(32 cm) = 5x CTDI_vol(16 cm)

Q17: V jakém případě jsou si CTDI_vol a CTDI_w rovny?
a) Nikdy
b) Pro pitch faktor = 0,5
c) Pro pitch faktor = 1,0
d) Pro pitch faktor = 2,0

Q18: Jaká je jednotka veličiny CTDI?
a) mGy
b) mGy*cm
c) mGy/cm
d) mGy*cm

Q19: Jaká je jednotka veličiny součin kermy a délky P_KL?
a) mGy
b) mGy*cm
c) mGy/cm
d) mGy*cm

Q20: Při intervenčních výkonech by měl lékař provádějící výkon pod rtg kontrolou používat ochranná stínění. Jaký by měl být minimální stínící ekvivalent stropního závěsného stínění?
a) 2,00 mm Pb
b) 1,00 mm Pb
c) 0,50 mm Pb
d) 0,30 mm Pb

Q21: Z jakého důvodu se doporučuje provádět rtg vyšetření srdce a plic v zadopřední projekci, nikoliv v předozadní?
a) Aby pacient neviděl rentgenku a neleknul se jí
b) Aby se zmenšila dávka na prsní tkáň
c) Aby byl menší srdeční stín
d) Aby se zmenšila dávka na prsní tkáň a taktéž srdeční stín je menší

Q22: CT výkony představují pouze asi 8% z celkového počtu provedených rtg výkonů. Jakou část z kolektivní dávky však zabírají?
a) 20%
b) 30%
c) 40%
d) 50%

Q23: S použitím orgánové modulace proudu na CT je možné při CT vyšetření hrudníku šetřit dávku na prsní tkáň pacientek. Který orgán však obdrží při tomto CT vyšetření vyšší dávku?
a) Štítná žláza
b) Oční čočka
c) Plíce
d) Tlusté střevo

Q24: Existuje několik způsobů, kterými lze snížit dávku radiosenzitivním orgánům při CT vyšetření. Který způsob je podle publikovaných studií a různých doporučení nejefektivnější?
a) Použití bizmutového stínění
b) Použití orgánové modulace proudu
c) Snížení proudu
d) Kombinace bizmutového stínění a orgánové modulace proudu

Q25: Nechť je AP průměr prozařovaného objemu pacienta 20 cm a kermový příkon na vstupu do pacienta odpovídá 1. O kolik vzroste kermový příkon na vstupu, vzroste-li AP průměr pacienta o 3 cm?
a) O 100%
b) O 200%
c) O 300%
d) O 400%

Q26: O kolik se zvýší kermový příkon na vstupu do pacienta ve srovnání s původní hodnotou, vzroste-li průměr pacienta o další 3 cm (AP průměr 26 cm)?
a) O 100%
b) O 200%
c) O 300%
d) O 400%

Q27: Jaký úhel svírá rtg svazek na multidetektorovém CT v axiální rovině pacienta?
a) 10-20°
b) 20-30°
c) 50-60°
d) 60-80°

Q28:  Jaký úhel svírá rtg svazek na multidetektorovém CT v podélné rovině pacienta?
a) 10-20°
b) 20-30°
c) 50-60°
d) 60-80°

Q29: Použití helikálního náběru dat na CT zlepšuje:
a) Dobu vyšetření
b) Kvantový šum
c) Prostorové rozlišení
d) Rozlišení kontrastu

Q30: Který z následujících orgánů nepatří k těm nejvíce radiosenzitivním v lidském těle?
a) Tlusté střevo
b) Žaludek
c) Plíce
d) Gonády

Odpovědi:
A1: b) Hmotnosti, absorbovaná dávka je definována jako podíl sdělené energie určitému objemu a hmotnosti tohoto objemu
A2: c) Sv
A3: a) 1
A4: c) 10 mSv, protože radiační váhový faktor je roven 1
A5: d) Plochou rtg svazku
A6: a) Ionizační komora
A7: b) 87 mGy/min
A8: b) 5 min
A9: d) Není daný, žádná výstraha u akvizic není povinná
A10: b) Gy*cm2
A11: c) 1,4
A12: b) 1,1
A13: c) Napětí
A14: b) 16 cm
A15: c) 1/pitch faktor
A16: a) CTDI_vol(16 cm) = 2x CTDI_vol(32 cm)
A17: c) Pro pitch faktor = 1,0
A18: a) mGy
A19: b) mGy*cm
A20: c) 0,50 mm Pb
A21: d) Aby se zmenšila dávka na prsní tkáň a taktéž srdeční stín je menší
A22: d) 50%, přestože je to jen 8% z celkového počtu výkon, tak zaujímají téměř 50% z kolektivní dávky
A23: c) Plíce
A24: c) Snížení proudu
A25: a) O 100%
A26: c) O 300%
A27: c) 50-60°
A28: a) 10-20°, některá CT s malým počtem řad detektorů i pod 5°
A29: a) Dobu vyšetření
A30: d) Gonády