Ochranné stínění pacientů při rentgenových vyšetřeních již není potřeba

V současné době již neexistuje důvod, proč používat ochranní stínění pacientů přímo v rentgenovém svazku, typicky ochranné stínění gonád (pohlavních žláz, tedy vaječníků a varlat) při vyšetření pánve, a popravdě ani mimo něho. V předešlých letech došlo ke spoustě změn, které mluví již proti použití ochranného stínění. Jednak jsou použité dávky podstatně nižší než kdysi, citlivost pohlavních žláz na ozáření není tak velká, jak se kdysi myslelo, ale současně máme také kvalitnější zobrazovací techniku vybavenou expoziční automatikou. Ta reaguje na použití ochranného stínění stejně, jako kdyby šlo o vyšetření většího pacienta, a tedy zvýší dávku. Detailněji jsou všechny tyto důvody vysvětleny ve videu, společně s limitacemi, které jsou spojeny s použitím ochranného stínění při CT vyšetřeních.

Ještě krátký slovník pojmů:
Gonády jsou pohlavní žlázy, tedy vaječníky a varlata.
AEC je expoziční automatika, tj. systém, které reguluje dávku při rtg vyšetření tak, aby bez ohledu na velikost pacienta byla na detektoru za pacientem požadovaná dávka. Když je pacient hubenější, AEC sníží dávku (konkrétně zkrátí expoziční čas), ale na detektor dopadne ta požadovaná dávka. Když je pacient větší, tedy i více zeslabující, AEC zvýší dávku, tedy prodlouží čas expozice, na detektor opět musí dopadnout stejná dávka, jako v případě hubenějšího pacienta.

Více používaných zkratek si můžete přečíst ve slovníku.

Ochranné stínění při rentgenu pánve je minulostí

Použití ochranného stínění pánve je minulostí. Proč tomu tak přesně je, si můžete poslechnout v podcastu IKEM.


Více o použití, resp. nepoužití, ochranného stínění ať už v primárním svazku nebo v rozptýleném záření se můžete dozvědět v některých z mých předešlých příspěvků:
Použití ochranného stínění u rtg vyšetření (1)
Použití ochranného stínění u rtg vyšetření (2)
Použití ochranného stínění u skiagrafických vyšetření
Použití ochranného stínění u skiaskopicky vedených výkonů

Princip photon-counting detektorů používaných na CT (2)

V předešlém příspěvku byl nastíněn přínos photon-counting detektorů (PCD), což je zejména odlišení rtg fotonů různých energií a jejich rozdělení do energetických binů pro lepší charakterizaci materiálu. Tento článek se zabývá prostorovým rozlišením PCD a samozřejmě i běžných energii-integrujících detektorů (EID).

Prostorové rozlišení

Mějme dva typy materiálu detektoru – polovodičový a scintilační. Nechť oba dva fungují v módu, kdy dokáží odlišit fotony různých energií, tedy v photon-counting módu (lze to i u scintilačních, ale kvůli nevýhodám se scintilační detektory v photon-counting módu na CT nepoužívají). Po dopadu rtg fotonu do materiálu detektoru dochází k interakci. Při interakci v materiálu detektoru by mělo dojít k absorpci fotonu přesně v místě interakce, ale bohužel dochází někdy také k rozptylu fotonu (viz obr. 1). Místo absorpce rozptýleného fotonu však již nesouvisí nesouvisí s místem interakce původního fotonu. V polovodičovém materiálu (obr. 2 vlevo) je signál zaznamenán v několika pixelech anody (známé pod označením charge-sharing neboli sdílení náboje). Pro scintilační materiál bude kvůli rozptylu scintilačních fotonů signál zaznamenán ještě ve více pixelech fotodiody (obr. 2 vpravo), což vede ke zhoršení prostorového rozlišení.

Obr. 1: Polovodičový materiál (vlevo) a scintilační materiál (vpravo) (převzato z [1])

Obr. 2: Interakce rtg fotonu a vznik signálu v polovodičovém materiálu (vlevo) a ve scintilačním materiálu (vpravo) (převzato z [1])

Odstranění některých detekovaných signálů je možné u detektorů pracujících ve photon-counting módu prahováním neboli použitím určitého energetického prahu, viz obr. 3. To pak znamená, že pouze signály s hodnotou vyšší než je práh jsou použity pro další zpracování. Signály s nižší hodnotou jsou odfiltrovány a tedy nejsou dále použity. V praxi to znamená, že použitím prahování lze získat lepší prostorové rozlišení, což logicky vyplývá již z obr. 3. Bude-li však práh nastavený příliš vysoko, snižuje se tím pak citlivost detektoru, protože je použito pouze velmi málo fotonů pro další zpracování.

Obr. 3: Energetické prahování s filtrací některých signálů pro polovodičový a scintilační materiál (převzato z [1])

Časové rozlišení

Pro detekci jednotlivých rtg fotonů musí být detektor velmi rychlý, aby dokázal jednotlivé fotony mezi sebou odlišit. Např. u 2D angiografie je možné ve photon-counting módu s detektorem s velmi rychlou odezvou odlišit i tok a způsob toku kontrastní látky v cévách, což použitím energii-integrujícího módu nelze. Ukázka je uvedená na obr. 4 pro uměle vytvořené cévní aneuryzma (výduť).

Obr. 4: Odezva detektoru pracujícího v energii-integrujícím módu (vlevo) a ve photon-counting módu (vpravo) (převzato z [1] – horší kvalita obrazu, protože se jedná o záznam z videa)

Typy detektorů

Jak bylo zmíněno již dříve, platí, že jak scintilační (detektor s nepřímou konverzí), tak polovodičový (detektor s přímou konverzí) materiál lze použít ve photon-counting módu neboli módu čítajícím jednotlivé fotony. Logicky je tedy jasné, že i polovodičový detektor je možné použít v energii-integrujícím módu. Ale ne každý polovodičový detektor dokáže pracovat ve photon-counting módu. To, zda lze detektor použít ve photon-counting módu, je dáno rychlostí vyčítání a zpracování signálu detektorem.

Takže přímá a nepřímá konverze je dána materiálem detektoru, ale způsob vyhodnocení, tedy energii-integrující nebo photon-counting mód, je dán způsobem načítání a zpracování signálu.

Grafické znázornění rozdělení detektorů je uvedeno na obr. 5. Photon-counting detektor samozřejmě může být i plynový. Polovodičové PCD používané na některých CT využívají vlastností jak polovodičových detektorů (lepší prostorové rozlišení, vysoká konverzní účinnost), tak také photon-counting detektorů (odstranění šumu, spektrální informace).

Obr. 5: Rozdělení materiálů detektorů (převzato z [1])

Přestože scintilační i plynový detektor mohou pracovat ve photon-counting módu, nejsou u tzv. spektrálních CT využívány. Proč tomu tak je, bude objasněno v dalším příspěvku.

Použitá literatura
[1] Li K. Basic principles of photon-counting CT. Annual Meeting of Radiological Society of North America. 29. 11. 2023, Chicago

Princip photon-counting detektorů používaných na CT (1)

Základní součástí CT s photon-counting detektory, které se označuje také jako spektrální CT, je detektor, který dokáže rozeznat a počítat rtg fotony různých energií. Prozatím se u všech výrobců jednalo o polovodičový detektor pracující ve spektrálním módu. Proč to ale je u všech výrobců polovodičový detektor a nevyužívají se např. scintilační detektory? To a spousta dalšího, bude řečeno v tomto a několika dalších příspěvcích, které jsou zaměřené na objasnění principu photon-counting detektorů a v čem jsou tyto detektory výhodné při CT zobrazení [1]. Tímto tématem jsem se zabývala vícekrát již dříve, takže něco bude spíše opakování, ale přidám také další informace.

Proč je dobré odlišit rtg fotony různých energií?

Představme si následující situaci: Chceme si koupit rajčata. V obchodě jsou nabízena rajčata různých velikostí, od velkých nepříliš chutných až po malá cherry rajčata (obr. 1), která jsou často velmi chutná. Právě proto je jejich cena častokrát vyšší než těch velkých. Budeme-li kupovat všechna rajčata dohromady, bude výsledná váha a také chuť podstatně převážena těmi velkými, nepříliš chutnými, rajčaty.

Obr. 1: Velká a malá rajčata dohromady

Řešením by bylo rozdělit tato rajčata podle velikosti na velká a malá rajčata, jak je uvedeno na obr. 2. Tím bychom dostali skupinu těch užitečných neboli chutných rajčat a skupinu těch nepříliš užitečných.

Obr. 2: Rozdělení rajčat na velká (vlevo) a malá (vpravo)

Nyní mějme rtg fotony různých energií. Nechť velká rajčata odpovídají rtg fotonům vyšších energií, malá rajčata rtg fotonům nižších energií. Ze závislosti kontrastu měkkých tkání (definované jako rozdíl v CT číslech dvou tkání), zde měkké tkáně a tuku, na energii rtg fotonů je zřejmé, že čím nižší je energie rtg fotonů, tím lepší je kontrast v CT obraze, resp. obecně v rtg zobrazení. Závislost je znázorněna na obr. 3 společně s odpovídajícím umístěním velkých a malých rajčat.

Obr. 3: Rozdíl v CT číslech neboli kontrast mezi měkkou tkání a tukovou tkání v závislosti na energii (X-Ray Mass Attenuation Coefficients | NIST)

Z obr. 3 je zřejmé, že rtg fotony nižších energií (malá rajčata) jsou pro CT obraz velmi užitečné, protože nesou informaci o kontrastu, zatímco rtg fotony vyšších energií (velká rajčata) informaci o kontrastu nenesou, v obrazu představují neužitečný signál.

Energii-integrující detektor a photon-counting detektor

Mějme klasický energii-integrující detektor (EID), který se standardně na CT využívá. Odezva EID na absorbovaný foton je úměrná energii tohoto fotonu. Čím nižší energii má absorbovaný foton, tím je odezva detektoru nižší a naopak. Grafické znázornění je uvedeno na obr. 4.

Obr. 4: Závislost odezvy EID na energii absorbovaného rtg fotonu (hodnota na ose Y není podstatná, jedná se o tvar závislosti)

To by samo o sobě ještě nebylo nic špatného, avšak při detekci rtg fotonů EID dochází k tomu, že v jednom detekčním elementu jsou absorbovány statisíce až miliony rtg fotonů, avšak integrálně – všechny dohromady. Tedy EID neodkáže rozlišit fotony různých energií, prostě veškerou absorbovanou energii sečte, a to je jeho výsledná odezva. Sečte tak odezvu rtg fotonů nižších energií (naše malá cherry rajčata), ale i vyšších, přičemž samozřejmě energie rtg fotonů vyšších energií převáží energii rtg fotonů nižších energií. Představme si tu situaci, kdy jeden rtg foton o energii 90 keV má stejnou energii jako tři rtg fotony o energii 30 keV, přičemž právě tyto nižší energie nesou informaci o signálu. Výsledná odezva daného detekčního elementu je úměrná celkové absorbované energii, větší vliv tedy mají rtg fotony vyšších energií.

Nezanedbatelný příspěvek k výslednému signálu u EID má také šum, což je signál vznikající v elektronice při jejím zahřívání. To je také jedním z limitujících faktorů pro nízkodávková CT vyšetření, protože jakmile je detekovaný signál v detekčním elementu převážen šumem, vznikající obraz nebude mít dostatečnou diagnostickou kvalitu.

Mějme nyní photon-counting detektor (PCD) neboli detektor umožňující rozlišit jednotlivé rtg fotony různých energií. Odezva PCD nezávisí na energii absorbovaného fotonu, viz obr. 5. Zjednodušeně řečeno, ať je absorbován rtg foton o energii 30 keV nebo 90 keV, PCD dá odezvu „jeden foton“. Takže se použitím PCD dostáváme od integrálního vyhodnocení k vyhodnocení jednotlivých rtg fotonů. Navíc PCD umožňuje zvolit si rozsah energií rtg fotonů, které mají být brány v potaz. Proto může být rovnou zanedbán šum. Obvykle se jedná o rtg fotony o energiích nižších než cca 20 keV [2], které tedy nejsou vůbec uvažovány.

Obr. 5: Odezva PCD v závislosti na energii absorbovaného rtg fotonu (hodnota na ose Y není podstatná, jedná se o tvar závislosti)

Tím, že PCD dokáže odlišit rtg fotony různých energií, nedochází k neúměrnému vážení rtg fotonů nižších energií, jako tomu bylo u EID. Signál rtg fotonů nižších energií se uplatňuje stejně jako signál rtg fotonů vyšších energií, což vede k získání lepšího kontrastu ve vznikajícím obraze ve srovnání s EID. Takže i když bude v některém detekčním elementu detekován stejný počet rtg fotonů jako v jiném, je možné na základě energií rtg fotonů odlišit, o jaký materiál se jedná.

PCD však neposkytuje plnou spektrální informaci, tj. úplné spektrum jako u klasické spektrometrie, ale rozděluje absorbované rtg fotony do energetických košů neboli energetických binů. Většinou jde o dva energetické biny, jeden pro nízkoenergetické fotony, druhý pro vysokoenergetické fotony. Práh mezi nízkoenergetickým a vysokoenergetickým binem se může pro každý mód/CT skener/výrobce lišit, avšak z publikované literatury vyplývá, že pro dva energetické biny se práh pohybuje okolo 60-65 keV. Avšak může jít také o rozdělení do čtyř energetických binů s prahovými hodnotami např. 30, 45, 65 a 90 keV nebo o rozdělení až do osmi energetických binů [3]. Otázkou ale zůstává, jestli tolik energetických binů má ještě smysl. Obvykle se pro diagnostické CT zobrazení doporučuje použití dvou až čtyř energetických binů.

Příští příspěvek bude věnovaný EID a PCD detailněji.

Použitá literatura
[1] Li K. Basic principles of photon-counting CT. Annual Meeting of Radiological Society of North America. 29. 11. 2023, Chicago
[2] Flohr T, Schmidt B. Technical Basics and Clinical Benefits of Photon-Counting CT. Invest Radiol. 2023;58(7):441-450. doi:10.1097/RLI.0000000000000980
[3] Nakamura Y, Higaki T, Kondo S, Kawashita I, Takahashi I, Awai K. An introduction to photon-counting detector CT (PCD CT) for radiologists. Jpn J Radiol. 2023;41(3):266-282. doi:10.1007/s11604-022-01350-6
[4] Taguchi K, Blevis I, Iniewski K. Spectral, Photon Counting Computed Tomography: Technology and Applications. ISBN 9780429486111, CRC Press 2020

Photon-counting CT (4)

V předešlých několika příspěvcích byly nejprve obecně shrnuty výhody photon-counting CT, resp. CT s photon-counting detektory, a následně pak byly některé výhody popsány detailněji, např. konstantní vážení rtg fotonů různých energií současně s benefitem z toho plynoucím, tedy možné snížení buď dávky aplikované kontrastní látky nebo dávky záření pro získání CT obrazu srovnatelné kvality.

Nyní k jedné z dalších výhod, a tou je odlišení fotonů jednotlivých energií (detailněji zde), a následné energetické prahování. Polovodičový detektor u photon-counting CT (=PCCT) neumožňuje plné spektrální vyhodnocení, tj. vykreslení celého rtg spektra, které vychází z pacienta, ale umožňuje vyhodnocení pomocí několika energetických binů. U zatím jediného klinicky dostupného CT (NAEOTOM Alpha, Siemens) jsou k dispozici maximálně čtyři energetické prahy. Nechť je použito rtg spektrum s maximální energií 120 keV (generované při napětí 120 kV) a dále nechť jsou nastaveny energetické prahy na 25, 50, 75 a 90 keV (pouze pro názornost, ve skutečnosti jsou prahy nastaveny jinak).

25 keV je hranice šumu. Tedy vše, co má nižší energii, je považováno za šum a není při vyhodnocení bráno v potaz. Tento první práh umožňuje odlišení užitečného signálu od šumu a výsledkem je počet rtg fotonů s energií 25-120 keV detekovaných v konkrétním detekčním elementu.

Nechť je dán práh je 50 keV. Díky tomuto prahu je možné získat počet rtg fotonů s energií vyšší než 50 keV, tedy počet fotonů s energií 50-120 keV. Odečte-li se počet fotonů s energií 50-120 keV od počtu fotonů s energií 25-120 keV získaných pomocí prvního prahu, je získán počet fotonů s energií 25-50 keV, které jsou přiřazeny do prvního energetického binu.

Nechť je dán další práh, a to 75 keV. Výsledkem je počet rtg fotonů s energií větší než 75 keV, tedy s energií 75-120 keV. Odečte-li se od počtu fotonů s energií 50-120 keV počet fotonů s energií 75-120 keV, získá se počet rtg fotonů s energií 50-75 keV, které jsou přiřazeny do druhého energetického binu.

Nechť je dán třetí práh 90 keV. Výsledkem je počet rtg fotonů s energií 90-120 keV. Odečte-li se od počtu fotonů s energií 75-120 keV počet fotonů s energií 90-120 keV, získá se počet rtg fotonů s energií 75-90 keV, které jsou přiřazeny do třetího energetického binu.

Do čtvrtého energetického binu je přiřazen počet fotonů s energií větší než 90 keV, tedy s energií 90-120 keV. Grafického znázornění energetických prahů je uvedeno na obr. 1, znázornění energetických binů na obr. 2.

Obr. 1: Energetické prahy u photon-counting CT

Obr. 2: Energetické biny u photon-counting CT

Využitím jednotlivých energetických binů lze zrekonstruovat různé CT obrazy. Obrazy se liší zejména šumem a kontrastem, viz obr. 3. Čím nižší energie jsou použity pro rekonstrukci, tím lepší je kontrast v rekonstruovaném CT obraze, viz obr. 3 pro 25-140 keV. Naopak čím vyšší energie jsou použity pro rekonstrukci, tím horší je kontrast. Současně je v obraze více šumu, protože pro rekonstrukci bylo použito podstatně méně rtg fotonů, viz obr. 3 pro 90-140 keV.

Obr. 3: Koronální CT rekonstrukce s použitím různých energetických binů (převzato z Photon-counting CT review – ScienceDirect)

Běžně si uživatel při rekonstrukci CT obrazů nevolí, který energetický bin chce pro rekonstrukci použít, ale volí si, při které energii mají být CT obrazy zrekonstruovaný. Volit je možno z energií v rozsahu 40-190 keV. Avšak u těchto rekonstruovaných obrazů neplatí, že čím vyšší energie, tím více šumu, jako tomu bylo u jednotlivých energetických binů (viz obr. 3). Jedná se o kombinaci informací z více energetických binů, nikoliv tedy pouze z jednoho vybraného. Proto neplatí, že by se s vyšší rekonstruovanou energií šum zvyšoval, ale naopak se snižuje. To vyplynulo také z konkrétního měření na pacientovi při měření signálu a směrodatné odchylky (SD) žlučníku (ale mohl být vybrán jakýkoliv jiný orgán). Konkrétní hodnoty signálu (HU) a SD (HU) pro různé energie byly následující:

  • Energie 40 keV, signál 9 HU, SD 34 HU
  • Energie 50 keV, signál 12 HU, SD 28 HU
  • Energie 60 keV, signál 13 HU, SD 24 HU
  • Energie 70 keV, signál 14 HU, SD 22 HU
  • Energie 80 keV, signál 14 HU, SD 22 HU
  • Energie 90 keV, signál 15 HU, SD 21 HU
  • Energie 100 keV, signál 15 HU, SD 21 HU
  • Energie 110 keV, signál 15 HU, SD 21 HU
  • Energie 120 keV, signál 15 HU, SD 20 HU
  • Energie 140 keV, signál 16 HU, SD 20 HU
  • Energie 180 keV, signál 16 HU, SD 20 HU

Z výše uvedených hodnot je zřejmé, že s rostoucí energií rekonstruovaného obrazu se šum snižuje. Současně se zhoršuje kontrast obrazu.

Použitá literatura
Flohr T, Petersilka M, Henning A, et al. Photon-counting CT review. Phys Med. 2020;79:126-136. doi:10.1016/j.ejmp.2020.10.030
Súkupová L. Photon-counting CT. Ces Radiol 2022; 76(3): 158–166

Photon-counting CT (3)

V předešlém příspěvku bylo popsáno neúměrně velké vážení rtg fotonů vyšších energií v klasických, energii-integrujících detektorech (EID), a také výhodné konstantní vážení rtg fotonů různých energií v photon-counting detektorech (PCD). Konstantní vážení rtg fotonů různých energií použitím PCD s sebou nese zlepšení kvality CT obrazu. A to buď formou lepšího kontrastu při aplikaci stejného množství kontrastní látky pro získání stejného poměru kontrastu a šumu (CNR) ve srovnání s použitím EID, nebo možnost snížit dávku záření pro dosažení stejného CNR jako s použitím EID.

Tento benefit PCD ve srovnání s EID byl mimo jiné prokázán ve studii Sawall S, et al (2020) použitím EID a PCD při měření na fantomu. Pro měření byl k dispozici semi-antropomorfní fantom jater (QRM), kterým autoři simulovali pacienty tří velikostí: malého pacienta (rozměr fantomu 200 x 300 mm), středního pacienta (250 x 350 mm) a velkého pacienta (300 x 400 mm). Fantom obsahoval zkumavky naplněné jódovou kontrastní látkou o hustotě 5-35 mg/ml. Ukázka fantomu se zkumavkami je uvedená na obr. 1.

Obr. 1: Semi-antropomorfní fantom jater se zkumavkami obsahujícími jód různé hustoty (Sawall S, et al (2020))

Cílem studie bylo prokázat dosažení stejné nebo vyšší hodnoty CNR buď při aplikaci nižšího množství kontrastní látky, nebo při použití menší dávky záření.

Největší benefit PCD byl prokázán pro fantom simulující velkého pacienta, kdy bylo možné pro pro získání stejné hodnoty CNR redukovat aplikované množství kontrastní látky o 37 %, nebo při podání stejného množství kontrastní látky snížit dávku záření o 46 %. V praxi se často oba principy kombinují. Ukázka dat při takovém přístupu je uvedená na obr. 2 pro pacienta s disekcí aorty. Pro výpočet kontrastu byla vzata hodnota signálu (v HU) v aortě naplněné kontrastní látkou a ve viscerálním tuku. Hodnota CNR byla normována na dávku, konkrétně na odmocninu z CTDIvol. Tedy CNRD = CNR/√CTDIvol.

Obr. 2: Porovnání kvality obrazu z EID (vlevo) a z PCD (=CT s photon-counting detektory, tedy PCCT) pro monoenergetický obraz zrekonstruovaný při 60 keV (uprostřed) a při 80 keV (vpravo) a příslušných parametrů (aplikované množství kontrastní látky Iomeron, dávková hodnota CTDIvol a výsledný poměr CNRD (data pocházejí z IKEM); FBP = filtrovaná zpětná projekce, IR 2 = iterativní rekonstrukce stupně 2)

Z obr. 2 vyplývá, že pro získání lepší kvality obrazu, vyjádřené vyšší hodnotou CNRD, je postačující menší množství aplikované kontrastní látky (zde o 25 %) a současně použití menší dávky záření (zde konkrétně o 53 %).

Použitá literatura
Sawall S, Klein L, Amato C, et al. Iodine contrast-to-noise ratio improvement at unit dose and contrast media volume reduction in whole-body photon-counting CT. Eur J Radiol. 2020;126:108909. doi:10.1016/j.ejrad.2020.108909

Photon-counting CT (2)

V tomto příspěvku je popsaný rozdíl mezi scintilačními a polovodičovými detektory z pohledu příspěvku rtg fotonů různých energií k výslednému CT obrazu.

Při absorpci rtg fotonů v detekčním elementu scintilačního detektoru dochází ke vzniku scintilací – scintilačních fotonů (světelných záblesků), které dopadají na fotodiodu, ve které dochází k produkci elektrického proudu, tedy ke generování odezvy detektoru. Velikost odezvy detektoru je úměrná celkové energii absorbovaných fotonů v tomto detekčním elementu za krátký časový úsek. Protože při vyhodnocení signálu dochází k sumaci energie všech fotonů absorbovaných v jednom detekčním elementu do jednoho signálu, označují se tyto typy detektorů jako energy-integrating detektory (EID) neboli energii-integrující detektory.

Nevýhodou EID je to, že detekční element nedokáže odlišit, od jak energetických fotonů energie pochází. Při vzniku CT obrazu je větší váha přisouzena víceenergetickým fotonům ve srovnání s méněenergetickými. Konkrétní příklad pro objasnění: Absorbuje-li se v detekčním elementu jeden foton o energii 120 keV, je vzniklá odezva detektoru úměrná energii 120 keV. Absorbuje-li ale se jeden foton o energii 40 keV, je odezva detektoru úměrná energii 40 keV, vzniklý signál je třikrát menší, ale v obou případech se jednalo o detekci jednoho fotonu. Z tohoto vyplývá, že rtg fotony nižších energií jsou váženy neúměrně málo ve srovnání s rtg fotony vyšších energií, přičemž jsou to právě fotony nízkých energií (30-60 keV), které nesou informaci o kontrastu v objektu díky větší pravděpodobnosti interakce fotoefektem. Jedná se např. o rtg fotony, které prošly pacientem v místě, kde se nachází kontrastní látka, tedy jsou to ty oblasti, které by v CT obraze měly být zobrazeny. Fotony s vyšší energií obvykle převáží v součtu energií z jednoho detekčního elementu ty s nižší energií, čímž se zhoršuje kontrast rtg obrazu.

Naopak výhodou polovodičových detektorů je odlišení rtg fotonů různých energií, jedná se proto o photon-counting detektory (PCD). Ve srovnání s EID umožňují konstantní vážení rtg fotonů, tedy nezávisle na jejich energii. Opět tentýž příklad jako výše: Je detekován foton o energii 40 keV a 120 keV. Odezva EID na foton o energii 120 keV bude třikrát větší než odezva na foton o energii 40 keV. U PCD jsou však fotony počítány po kusech a tříděny podle energií. Výstupním signálem je v obou případech jeden foton. Ukázka vážení fotonů různých energií pro EID a PCD je graficky znázorněna na obr. 1.

Obr. 1: Odezva detektoru v závislosti na energii interagujícího rtg fotonu pro scintilační detektor (EID) a pro polovodičový detektor (PCD) se znázorněním K-hrany jódu (33 keV). Nízkoenergetické fotony v oblasti okolo K-hrany (30-60 keV), které nesou informace o kontrastu, přispívají k vyššímu CNR u PCD než u EID

S použitím PCD tak dochází ke zlepšení zobrazení kontrastních látek a jiných hodně zeslabujících objektů, protože v CT obraze tvoří lepší kontrast. Získat stejnou kvalitu obrazu s použitím PCD jako s použitím EID, vyjádřenou poměrem CNR, lze s použitím menšího množství kontrastní látky (pro získání stejné hodnoty kontrastu jako dříve postačuje menší objem kontrastní látky) nebo s menší dávkou záření (s vyšším kontrastem pro stejné CNR je akceptovatelný vyšší šum, tedy menší dávka).

Jako materiál scintilačních detektorů se využívá GOS a Gd2O2S, jako materiál polovodičových detektorů se využívá CdTe, CdZnTe, Si.

Použitá literatura
Flohr T, Petersilka M, Henning A, et al. Photon-counting CT review. Phys Med. 2020;79:126-136. doi:10.1016/j.ejmp.2020.10.030
Flohr T, Ulzheimer S, Petersilka M, Schmidt B. Basic Principles and Clinical Potential of Photon-Counting Detector CT. Chin J Acad Radiol. 2020; 3:19-34. doi:10.1007/s42058-020-00029-z

Photon-counting CT (1)

V lednu a únoru 2019 jsem tady publikovala informace o photon-counting CT, o jejich výhodách, nevýhodách a také perspektivě do budoucna. V klinické praxi se očekávalo jejich zavedení do 5-10 let. Nicméně ve skutečnosti se to stalo o dost dříve, první photon-counting CT (Siemens) získal značku CE i FDA schválení už v druhé polovině roku 2021, kdy byl také uveden na trh. FDA označila využití photon-counting detektorů u CT za největší pokrok v CT zobrazování za poslední dekádu.

V současné době jsou v ČR instalovány dva CT skenery s photon-counting detektory. Jedná se o NAEOTOM Alpha od výrobce Siemens.

CT s photon-counting detektory se liší od běžných CT v typu detektoru, místo dosud používaných scintilačních detektorů využívá polovodičový detektor (CdTe krystal). Ten umožňuje spektrální vyhodnocení díky energetickému prahování, tedy odlišení fotonů jednotlivých energií (detailněji zde) a jejich rozdělení do energetických binů, s čímž souvisí také eliminace elektronického šumu a redukce kovových artefaktů. Mimo to jsou detekční elementy mnohem menší než u původních scintilačních detektorů. Navíc mezi nimi nejsou potřeba odrazivá septa, jako je tomu u scintilačních detektorů, což ve výsledku umožňuje získat lepší kvalitu obrazu,  např. při zobrazení koronárních tepen a stentů, při zobrazení plic, při zobrazení muskuloskeletálního systému, při nižších dávkách záření i kontrastní látky. V neposlední řadě není pro mód s ultra vysokým rozlišením potřeba zvyšovat dávku, pouze se změní vyčítací mechanizmus detektoru.

Další výhodou je možnost simultánní akvizice, což umožňuje provedení materiálové dekompozice a následně rekonstrukci např. virtuálních nativních obrazů, virtuálních monoenergetických obrazů, ale také jódových map.

Souhrn nových vlastností, a z toho plynoucích benefitů, je uveden na obr. 1 a v několika následujících příspěvcích budou jednotlivé vlastnosti a jejich přínos rozebrány detailněji.

Obr. 1: Souhrn vlastností CT s photon-counting detektory a jejich přínos

Použitá literatura
FDA Clears First Major Imaging Device Advancement for Computed Tomography in Nearly a Decade | FDA
Flohr T, Petersilka M, Henning A, et al. Photon-counting CT review. Phys Med. 2020;79:126-136. doi:10.1016/j.ejmp.2020.10.030

Diagnostické referenční úrovně pro CT pro různé indikace

V České republice jsou národní diagnostické referenční úrovně (DRÚ) pro CT vyšetření stanoveny pro několik anatomických oblastí, viz Příloha č. 22 vyhlášky 422/2016 Sb., o radiační ochraně a zabezpečení radionuklidového zdroje.

Obr. 1: DRÚ pro CT (Příloha č. 22 vyhlášky 422/2016)

Při pohledu na stanovené národní DRÚ je zřejmé, že se jedná o anatomical-based DRÚ neboli DRÚ založené pouze na anatomické oblasti. Nevýhodou těchto DRÚ je to, že nezohledňují klinickou indikaci, tedy důvod, proč byl pacient vyšetřen. Např. u CT vyšetření břicha není zřejmé, šlo-li o zobrazení z důvodu metastází v játrech nebo se hledaly ledvinové kameny. Zrovna tyto dvě indikace vyžadují velmi rozdílnou kvalitu CT obrazu, tedy i dávku pacientovi. Pro nalezení ledvinových kamenů, které jsou hodně kontrastní, stačí podstatně nižší dávka, než je potřeba pro hledání metastází v játrech, kdy se jedná o hledání nízkokontrastních lézí. V takovém případě je potřeba snížit šum, aby léze byly viditelné, tedy vyšetření vyžaduje vyšší dávku pacientovi. Současně se vyšetření jater provádí vícefázově, což opět zvyšuje dávku v porovnání s vyšetřením z důvodu ledvinových kamenů.

DRÚ stanovené na základě klinické indikace se označují jako clinical-based DRÚ. Přehled možných indikací pro CT vyšetření a tedy pro stanovení clinical-based DRÚ je uveden na obr. 2.

Obr. 2: Indikace pro stanovení clinical-based DRÚ pro CT vyšetření (převzato z Diagnostic Reference Levels based on clinical indications in computed tomography: a literature review – PMC (nih.gov))

Národní, ale i místní, DRÚ stanovené na základě indikací dávají mnohem větší smysl a stále více zemí se k tomuto přístupu uchyluje. Nedávno byly revidovány hodnoty DRL v UK, které jsou již clinical-based. Současně vyšla publikace, která shrnuje informace o sběru dat na základě dotazníků, který vyplnila pracoviště v UK a zahrnula do nich informace z více než 750 tis. CT vyšetření. V publikaci je uvedena spousta důležitých informací, např. u kolika vyšetření je používána automatická modulace proudu nebo iterativní rekonstrukce. Tím se samozřejmě získá více informací potřebných k „ověření“ toho, zda je DRÚ nebo nějaká místní průměrná dávka dostatečně nízká. Mám tím na mysli to, že budu-li mít relativně nový CT, u kterého využívám pokročilou iterativní rekonstrukci, tak by průměrné dávky stanovené z tohoto skeneru měly být nižší než průměrné dávky stanovené na starším CT skeneru pro tutéž indikaci.

Stanovením clinical-based DRÚ se zabýval také evropský projekt EUCLID (European Study on Clinical DRLs), jehož výstupem jsou clinical-based DRÚ. Současně vyšlo i mnoho dalších studií na toto téma, tady aspoň malý přehled.

  • Paulo G, Damilakis J, Tsapaki V, et al. Diagnostic Reference Levels based on clinical indications in computed tomography: a literature review. Insights Imaging. 2020;11(1):96. Published 2020 Aug 17. doi:10.1186/s13244-020-00899-y
  • Tsapaki V, Damilakis J, Paulo G, et al. CT diagnostic reference levels based on clinical indications: results of a large-scale European survey. Eur Radiol. 2021;31(7):4459-4469. doi:10.1007/s00330-020-07652-5
  • Bos D, Yu S, Luong J, et al. Diagnostic reference levels and median doses for common clinical indications of CT: findings from an international registry. Eur Radiol. 2022;32(3):1971-1982. doi:10.1007/s00330-021-08266-1
  • National Diagnostic Reference Levels (NDRLs) from 14 June 2022 – GOV.UK (www.gov.uk)
  • AlNaemi H, Tsapaki V, Omar AJ, et al. Towards establishment of diagnostic reference levels based on clinical indication in the state of Qatar. Eur J Radiol Open. 2020;7:100282. Published 2020 Oct 28. doi:10.1016/j.ejro.2020.100282

Webinář IOMP-ICRP – Jsou dávky pod 100 mGy rizikové?

Dne 20.4.2022 se uskuteční webinář na velmi zajímavé téma „Are radiation risks below 100 mGy for example through recurrent CT procedures of real concern for radiological protection?“. Více zde: IOMP-ICRP Webinar: Are radiation risks below 100 mGy for example through recurrent CT procedures of real concern for radiological protection? , April 20, 2022 – International Organization for Medical Physics

Novinky na poli CT skenerů

Na RSNA 2021 představilo mnoho CT výrobců své novinky. Na trhu jsou nabízeny v současné době CT skenery s počtem řezů 64 až 640, některé s již photon-couting detektory, které umožňují redukovat šum a zlepšit prostorové rozlišení.

Fujifilm představilo na veletrhu svoji vlajkovou loď – CT skener SCENARIA View, včetně posledních pokroků pro redukci pohybových artefaktů při zobrazování srdce (Cardio StillShot, čeká na schválení FDA), které se objevují u pacientů s rychlým a nepravidelným srdečním rytmem. SCENARIA View již zahrnuje také software pro redukci artefaktů vznikajících v případě, kdy jsou paže podél těla pacienta. Samozřejmostí je také pokročilá redukce kovových artefaktů. SCENARIA View je CT skener s nejkratší dobou rotace 0,35 s, s nejmenší tloušťkou řezu 0,625 mm, se 64 řadami detektorů, s otvorem gantry 80 cm. Další technické detaily je možné získat zde: SCENARIA VIEW | Fujifilm Healthcare.

GE Healthcare představilo novou platformu u CT skeneru Revolution Apex, kdy je možné přímo na místě provést upgrade detektorů ze 40 mm na 80 mm nebo na 160 mm, aniž by musela proběhnout výměna gantry. Dále GE ukázalo také svou snahu na poli umělé inteligence (AI), která by měla pomoci vyhořelým radiologům s popisy nyní, ale i s těmi s použitím photon-counting detektorů, kdy se bude jednat o lepší vizualizaci drobných detailů a lepší charakteristiku tkání, včetně kvantifikace. Výrobce představil také nástroj pro zlepšení workflow na pracovišti, kdy jsou téměř všechny kroky podporovány AI, např. automatická centrace pacienta, automatická volba vyšetřovacího protokolu, což vede k lepší kvalitě obrazu za nižší dávky.

Philips představil novou platformu CT Smart Workflow, která podobně, jako bylo zmíněno výše, vede k lepší péči zaměřené přímo na konkrétního pacienta. Dalším pokrokem je integrace spektrálního CT Spectral CT7500 do angiografického systému Azurion, což umožňuje lepší charakteristiku a vizualizaci tkání. To může vést k nižší míře následných follow-upů pacienta po výkonu. Více zde: Philips Angio Spectral CT – News | Philips.

Obr. 1: Angiografický systém s integrovaným spektrálním CT (Philips Angio Spectral CT – News | Philips)

Siemens představil první photon-counting CT skener NAEOTOM Alpha, který má již také schválení FDA. FDA označilo využití photon-counting detektorů jako hlavní pokrok v CT zobrazování za poslední desetiletí. NAEOTOM Alpha je skener se dvěma zdroji záření a se dvěmi sadami detektorů, které umožňují získat spektrální informace o materiálu. Detektory také umožňují získat lepší prostorové rozlišení, redukovat kalcifkace a artefakty z toho plynoucí a v neposlední řadě vede použití detektorů k eliminaci elektronického šumu. Díky tomu je možné použít menší detekční elementy, a tím získat lepší prostorové rozlišení bez potřeby vyšší dávky. Výrobce představil také nejpokročilejšího zástupce z řady jednozdrojových CT skenerů s energii integrujícím detektorem – SOMATOM X.ceed CT. Tento skener je vhodný pro bariatrické pacienty, čemuž je uzpůsoben i otvor gantry – 82 cm. Součástí je také podpora workflow na pracovišti pomocí pěti tabletů k ovládání CT skeneru. Doba rotace je 0,25 s, což umožňuje i zobrazení srdce.

United Imaging Healthcare Solutions představili uCT ATLAS. Tento CT skener vyniká spojením AI a iterativní rekonstrukce, což umožňuje zlepšit dávku, šum, rozlišení a také vizuální dojem z CT obrazu. Skener automaticky zjistí pomocí 3D kamery habitus a polohu pacienta, není tedy potřeba, aby radiologičtí asistenti korigovali centraci pacienta manuálně. Za zmínku stojí to, že všechny pokročilé nástroje jsou součástí základní verze CT skeneru, není je potřeba dokupovat extra. Více informací zde: uCT® ATLAS | United Imaging (united-imaging.com).

Jaký byl letošní kongres RSNA?

Letošní kongres RSNA 2021 se nesl v duchu deep learning a CT s photon-counting detektory. Tedy vzato z fyzikálního pohledu. Tu a tam se objevila i přednáška z oblasti jiné, např. intervenční, ale největší část přednášek se zabývala právě dvěma zmíněnými tématy.

Firma Siemens oficiálně představila první CT s photon-counting detektory (volně lze přeložit jako detektory čítající jednotlivé fotony), firma Canon uvedla alespoň příspěvek s tím, kam se v oblasti photon-counting detektorů u CT dostali oni.

CT s photon-counting detektory (zde již mluvíme o spektrálním zobrazení) by měly jednoznačně přispět ke zlepšení kvality CT obrazů snížením šumu, lepším prostorovým rozlišením a přesností v jodových obrazech, umožňující kvantitativní hodnocení. A v neposlední řadě by měly umožnit také snížení radiační zátěže pacientů, protože je vhodným prahováním možné odstranit elektronický šum, tedy i potřebný počet fotonů a tedy snížit radiační zátěž.

Porovnejme si nyní technologii klasických energy-integrating detektorů (EID, detektory integrující energii přes celý detekční element) s photon-counting detektory (PCD, detektory čítajícími jednotlivé fotony). Grafické znázornění technologie EID a PCD je na obr. 1.

Obr. 1: Technologie EID a PCD [1]

EID využívá scintilačního materiálu, ve kterém dochází po absorpci rtg fotonu ke vzniku fotonů viditelného světla (záblesků), které dopadají na fotodiodu, ve které dochází ke vzniku signálu. Jedná se o dvoustupňový proces. U PCD se využívá polovodičový detektor, ve kterém po absorpci rtg fotonu vznikají páry elektronů a děr, které putují přímo k elektrodám, kde dochází ke vzniku signálu. Detekční elementy EID jsou obvykle větší než detekční elementy PCD, což společně s polovodičovým detektorem umožňuje získat lepší prostorové rozlišení. V ultra vysokém rozlišení je možné při použití PCD získat rozlišení až 40 lp/cm (u Naeotom Alpha, Siemens). Např. u prototypu firmy Canon je to prozatím pouze 8 lp/cm, ale pracují dále právě na ultra vysokém rozlišení. Ukázka CT obrazů z CT s EID (Flash, Force) a z CT s PCD a PCD s UHR (ultra vysoké rozlišení) je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: Prostorové rozlišení dvou CT skenerů s EID (Flash, Force) a z CT skeneru s PCD [2] (A – axiální řez, B – sagitální řez)

Bylo zajímavé nahlédnout pod pokličku toho, co se děje při CT rekonstrukci, která využívá umělou inteligenci (nejčastěji deep learning, DL), kde všude v procesu zpracování obrazu lze DL použít. Lze to aplikovat např. na raw projection data (hrubá data), kdy můžeme pomocí toho provést korekci na rozptyl, tvrdnutí svazku a kovové artefakty. Nebo to můžeme využít o krok dále, při zpětné projekci, např. ke korekci podvzorkovaných dat nebo opět k redukci kovových artefaktů. Lze to však použít ještě v dalším kroku, kterým je čtení obrazu radiology. Prozatím jsou na trhu dostupné systémy s integrovanou DL rekonstrukcí pro dva výrobce – TrueFidelity od firmy GE a AiCE od firmy Canon.

Na kongresu také v nejedné přednášce zaznělo, že umělou inteligenci lze aplikovat hlavně pro korekci šumu u nízkodávkových vyšetření, ale na druhé straně zazněly také nevýhody s tím spojené, kterými je ztráta některých nízkokontrastních lézí nebo také trochu „umělý“ vzhled CT obrazů pro radiology, pro které je pocitově obraz někdy až moc hladký, takže působí uměle.

Spousta přednášek se zabývala již zmíněnými CT s photon-counting detektory, ale zajímavé byly také přednášky, které se zabývaly použitím photon-counting detektorů i mimo oblasti CT, např. při 3D rotační angiografii získané na angiografickém systému.

Kongres letos kvůli pandemii covidu nenavštívilo zdaleka tolik zájemců, ale i tak se jednalo, alespoň pro mě, o velmi přínosný kongres, na kterém šel vidět posun právě k DL a k CT s PCD. To je ve zkratce vše, uvidíme, čeho se v budoucnu dočkáme v klinickém použití a co naopak bude slepá větev.

Použitá literatura
[1] Flohr, T. Performance evaluation of  a dual source CT with two photon couting detectors. RSNA 2021.
[2] Photon-counting CT: Technical Principles and Clinical Prospects – PubMed (nih.gov)

Odkud a kam se vyvinulo rtg zobrazení

7. listopadu se slaví International Day of Medical Physics. Při této příležitosti jsem narazila na krásný obrázek ilustrující, jak se vyvinulo zobrazení s použitím rtg záření. Myslím, že k tomu není potřeba víc dodávat.

Převzato z https://www.linkedin.com/posts/ctisus_happy-international-day-of-radiology-activity-6863491912272236545-wN6i.

Skiagrafie použitím dvou energií

Vezmeme-li klasické skiagrafické zobrazení, jedná se o sumaci 3D objektu do 2D obrazu, přičemž se sumuje plicní tkáň, měkká tkáň i kosti. Skiagrafické zobrazení použitím dvou energií je typ zobrazení, který využívá dvou energií k tomu, aby byla z radiogramu odstraněna nepotřebná anatomie, např. kosti při popisu radiogramu srdce a plic. Anebo naopak, aby byly odstraněny měkké tkáně a zůstaly pouze kosti, případně jiné více zeslabující materiály. Odečtením některých nepotřebných anatomií, např. kostí, se může v radiogramu zvýraznit informace, která by na běžném radiogramu byla stěží nebo hůře rozpoznatelná a radiolog ji při popisu může opomenout.

Nyní k principu zobrazení s použitím dvou energií. Pro odstranění nežádoucí anatomie z obrázku se využívá odečtení dvou vážených radiogramů, které byly pořízeny při různých energiích. Mějme jeden radiogram získaný při napětí 60 kV (efektivní energie cca 40 keV) a druhý při napětí 120 kV (efektivní energie cca 60 keV). Hmotnostní součinitele zeslabení pro tyto dva svazky jsou znázorněny na obr. 1, na kterém jsou součinitele pro čtyři materiály. Pro kost a hliník, protože kost se často simuluje hliníkem, a pro vodu a plexisklo, protože voda, a tedy i měkká tkáň, se často simuluje plexisklem.

Obr. 1: Hmotnostní součinitele zeslabení – zeleně je označena efektivní energie cca 60 kV rtg svazku, červeně efektivní energie cca 120 kV rtg svazku (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Radiogramy pořízené použitím rtg svazků s různým napětím jsou uvedeny na obr. 2. Pod každým radiogramem je také znázorněno relativní zeslabení měkké tkáně a kosti. Z hodnot relativního zeslabení je vidět, že při nižší energii má kost podstatně vyšší zeslabení a tedy i kontrast v obraze než při použití vyššího napětí, kdy zeslabení měkké tkáně a kosti není tak významně odlišné.

Obr. 2: Radiogram pořízený při 60 kV (vlevo) a 120 kV (vpravo), relativní zeslabení měkké tkáně a kosti a tomu odpovídající kontrast jsou znázorněny pod oběma radiogramy (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Nyní si ukážeme, jak funguje vážení a následná subtrakce (odečtení) obrazů. Z obr. 2 víme, že relativní zeslabení kosti při 60 kV je 8, při 120 kV je 4. Takže vezmeme dvakrát radiogram při 120 kV a odečteme obraz při 60 kV. Takže pro kost dostáváme 2.4 – 8 = 0. Pro měkkou tkáň dostáváme 2.2 – 3 = 1. Grafické znázornění je uvedeno na obr. 3.

Obr. 3: Grafické znázornění odečtení kosti, včetně výsledného radiogramu (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Podobně lze odečíst z radiogramů i měkkou tkáň, aby zůstaly znázorněné pouze kosti. Z obr. 2 víme, že relativní zeslabení měkké tkáně při 60 kV je 3, při 120 kV je 2. Takže vezmeme dvakrát radiogram při 60 kV a odečteme třikrát obraz při 120 kV. Takže pro měkkou tkáň dostáváme 2.3 – 3.2 = 0. Pro kost dostáváme 2.8 – 3.4 = 4. Grafické znázornění je uvedeno na obr. 4.

Obr. 4: Grafické znázornění odečtení kosti, včetně výsledného radiogramu (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

V současné době lze pro skiagrafii použitím dvou energií využít dvě CR kazety, mezi kterými bude vložen filtr. Při tomto řešení však není spektrální separace moc dobrá, viz obr. 5 vlevo. Pod pojmem spektrální separace rozumíme zobrazení dvěma rozdílnými spektry, aby byly součinitele zeslabení od sebe pokud možno co nejdále (aby mezi zelenou a červenou křivkou na obr. 1 byla co největší vzdálenost). Mimo horší spektrální separaci trpí tato technika také horší detekční kvantovou účinností ve srovnání s flat panel detektory. Existuje ještě jiné řešení, a to s použitím již zmíněného flat panel detektoru, takže DR techniky, kdy je první expozice provedena při napětí 120 kV a druhá expozice při energii 60 kV. Zde je již spektrální separace dostatečná, viz obr. 5 vpravo, avšak toto řešení může trpět pohybovými artefakty. A taktéž radiační zátěž pacientů bude pravděpodobně vyšší.

Obr. 5: Spektrální separace při dvou technikách s použitím duální energie (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Ukázka radiogramů pořízených jak pomocí CR kazet a filtru, tak pomocí DR detektorů, jsou uvedeny na obr. 6 a 7.

Obr. 6: Radiogramy pořízené pomocí CR kazet s filtrem – standardní radiogram (vlevo), radiogram na měkké tkáně (uprostřed) a radiogram na kosti a kalcifikované léze (vpravo) (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Obr. 7: Radiogramy pořízené pomocí DR detektoru s použitím dvou napětí – standardní radiogram (vlevo), radiogram na měkké tkáně (uprostřed) a radiogram na kosti a kalcifikované léze (vpravo) (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Všimněte si na obr. 6 úplně vlevo, že kalcifikované léze nejsou na standardním radiogramu tak zřejmé, jako na kostním radiogramu. Na obr. 7 na radiogramu pro měkké tkáně jsou viditelné měkkotkáňové léze, které na standardním radiogramu nejsou tak dobře viditelné.

Skiagrafie použitím dvou energií zatím není běžně používaná, ale již existují výrobci, kteří poskytují speciální detektory, které umožňují po každé expozici rekonstrukci tří radiogramů. Jeden standardní, jeden měkkotkáňový a jeden kostní. Jedná se např. o výrobce KA IMAGING INC (Reveal 35C | KA Imaging | Single Exposure Dual-Energy Technology) a speciálně pak detektor Reveal 35C. Ukázka několika standardních a následně zrekonstruovaných radiogramů je uvedena na obr. 8. Výrobce na svém webu samozřejmě poskytuje podstatně více radiogramů k nahlédnutí.

Obr. 8: Radiogramy pořízené s použitím detektoru Reveal 35 C výrobce KA IMAGING INC (Reveal 35C | KA Imaging | Single Exposure Dual-Energy Technology)

Z obrázků uvedených výše je zřejmé, že radiogramy pořízené při dvou energiích poskytují radiologům více informací, zvýrazňují některé léze, které by na standardním radiogramu byly hůře viditelné. Uvidíme časem, zda se tato technologie rozšíří, nebo zda zůstanou radiologové u klasických radiogramů pořízených s jednou energií, jako je tomu dosud…

Použitá literatura
Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University
Reveal 35C | KA Imaging | Single Exposure Dual-Energy Technology

CT generace – první, druhá a třetí

CT se vyvíjelo postupně, dosud existuje pět generací a ač se to zdá nepravděpodobné, vyšší pořadí generace neznamenalo nutně lepší CT skener, někdy bylo potřeba se ve vývoji vrátit o krok nazpět.

První generace CT se datuje do roku 1971 (takže je to letos přesně 50 let), kdy se pro náběr dat využívala kombinace translačního a rotačního pohybu, viz obr. 1 a 2. Využívalo se tužkového rtg svazku o rozměru 3 mm v axiálním směru (rovina XY) a 13 mm v podélném směru (odpovídá tloušťce řezu) s jedním protilehlým detektorem. Jako detektor se využíval scintilační detektor sodium jodid (NaI). Rekonstruované pole zájmu (FoV) bylo 24 cm, což umožňovalo provedení pouze CT skenu hlavy. Obrovskou nevýhodou byl velmi pomalý pohyb, jehož následkem byl čas potřebný pro jeden řez hlavou téměř 5 min. Výsledná matice měla velikost 80 px x 80 px, proto i prostorové rozlišení nebylo příliš dobré, přibližně 4 lp/cm. Tímto skenem bylo možné nahlédnout do anatomie pacienta a odlišit do té doby nevídané nízkokontrastní detaily. Obecně se však jednalo o významný pokrok v zobrazování. První CT obraz byl představen na kongresu Britské radiologické společnosti v roce 1972.

Obr. 1: První generace CT – translační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 2: První generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

V roce 1974 se objevila druhá generace CT, která stále kombinovala translační a rotační pohyb a využívala již mírně vějířového rtg svazku, viz obr. 3 a 4, náběr dat byl rychlejší. V počátcích zahrnovaly CT skenery pouze tři detektory, takže získání dat pro jeden řez hlavou trval přibližně 2 min (cca 3x rychlejší než pro 1. generaci CT). Pokročilejší CT skenery druhé generace již měly i více než 30 detektorů, čemuž odpovídal úhel vějířového svazku okolo 10°. To umožnilo velké urychlení náběru dat, pro náběr dat jednoho řezu postačovala doba kratší než 20 s.

Obr. 3: Druhá generace CT – translační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 4: Druhá generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Krátce na to, již v roce 1975, se objevila třetí generace CT, která využívala pouze rotačního pohybu rentgenky a detektorů a vějířového rtg svazku s úhlem v rozmezí 45-55°, viz obr. 5 a 6. Doba náběru dat se výrazně zkrátila, čas potřebný pro získání dat jednoho řezu byl okolo jedné sekundy. U této generace byla rentgenka pevně spojena s protilehlými detektory, kterých bylo přibližně 300 u CT skenerů v počátcích třetí generace a okolo 700 v pozdějších fázích třetí generace. Detektory byly umístěny na části kružnice a rotovaly společně s rentgenkou. Nevýhodou této generace byl však vznik kruhových artefaktů. Ale proč netrpěly kruhovým artefaktem také předchozí generace? Na chvíli se zde zastavme a vraťme k první a druhé generaci. U těchto dvou generací byl vlastně každý detektor kalibrován na začátku každého translačního pohybu (jednalo se o dynamickou kalibraci), protože bylo možné zjistit jeho odezvu na ozáření, při kterém rtg svazek neprochází pacientem. Ale u třetí generace to již možné nebylo, některé detektory (typicky ty uprostřed) nejsou nikdy ozářeny nezeslabeným rtg svazkem, takže nebylo možné provést dynamickou kalibraci při každém skenu. Proto třetí generace CT vyžadovala extrémně dobrou stabilitu CT detektorů. Špatně kalibrovaný detektor, klidně jen s nepřesností 0,1 %, pak měl za následek vznik onoho zmíněného kruhového artefakt.

Obr. 5: Třetí generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 6: Třetí generace – rotační pohyb – ukázka z jiného směru (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

V příštím příspěvku budeme pokračovat dalšími generacemi CT skenerů.

Použitá literatura
Flohr T. CT Systems. Curr Radiol Rep 1, 52–63 (2013). https://doi.org/10.1007/s40134-012-0005-5
Goldman LW. Principles of CT and CT technology. J Nucl Med Technol. 2007;35(3):115-130. doi:10.2967/jnmt.107.042978
Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works

, viz obr. 1 a 2. Využívalo se tužkového rtg svazku o rozměru 3 mm v axiálním směru (rovina XY) a 13 mm v podélném směru (odpovídá tloušťce řezu) s jedním protilehlým detektorem. Jako detektor se využíval scintilační detektor sodium jodid (NaI). Rekonstruované pole zájmu (FoV) bylo 24 cm, což umožňovalo provedení pouze CT skenu hlavy. Obrovskou nevýhodou byl velmi pomalý pohyb, jehož následkem byl čas potřebný pro jeden řez hlavou téměř 5 min. Výsledná matice měla velikost 80 px x 80 px, proto i prostorové rozlišení nebylo příliš dobré, přibližně 4 lp/cm. Tímto skenem bylo možné nahlédnout do anatomie pacienta a odlišit do té doby nevídané nízkokontrastní detaily. Obecně se však jednalo o významný pokrok v zobrazování. První CT obraz byl představen na kongresu Britské radiologické společnosti v roce 1972.

Obr. 1: První generace CT – translační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 2: První generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

V roce 1974 se objevila druhá generace CT, která stále kombinovala translační a rotační pohyb a využívala již mírně vějířového rtg svazku, viz obr. 3 a 4, náběr dat byl rychlejší. V počátcích zahrnovaly CT skenery pouze tři detektory, takže získání dat pro jeden řez hlavou trval přibližně 2 min (cca 3x rychlejší než pro 1. generaci CT). Pokročilejší CT skenery druhé generace již měly i více než 30 detektorů, čemuž odpovídal úhel vějířového svazku okolo 10°. To umožnilo velké urychlení náběru dat, pro náběr dat jednoho řezu postačovala doba kratší než 20 s.

Obr. 3: Druhá generace CT – translační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 4: Druhá generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Krátce na to, již v roce 1975, se objevila třetí generace CT, která využívala pouze rotačního pohybu rentgenky a detektorů a vějířového rtg svazku s úhlem v rozmezí 45-55°, viz obr. 5 a 6. Doba náběru dat se výrazně zkrátila, čas potřebný pro získání dat jednoho řezu byl okolo jedné sekundy. U této generace byla rentgenka pevně spojena s protilehlými detektory, kterých bylo přibližně 300 u CT skenerů v počátcích třetí generace a okolo 700 v pozdějších fázích třetí generace. Detektory byly umístěny na části kružnice a rotovaly společně s rentgenkou. Nevýhodou této generace byl však vznik kruhových artefaktů. Ale proč netrpěly kruhovým artefaktem také předchozí generace? Na chvíli se zde zastavme a vraťme k první a druhé generaci. U těchto dvou generací byl vlastně každý detektor kalibrován na začátku každého translačního pohybu (jednalo se o dynamickou kalibraci), protože bylo možné zjistit jeho odezvu na ozáření, při kterém rtg svazek neprochází pacientem. Ale u třetí generace to již možné nebylo, některé detektory (typicky ty uprostřed) nejsou nikdy ozářeny nezeslabeným rtg svazkem, takže nebylo možné provést dynamickou kalibraci při každém skenu. Proto třetí generace CT vyžadovala extrémně dobrou stabilitu CT detektorů. Špatně kalibrovaný detektor, klidně jen s nepřesností 0,1 %, pak měl za následek vznik onoho zmíněného kruhového artefakt.

Obr. 5: Třetí generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 6: Třetí generace – rotační pohyb – ukázka z jiného směru (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

V příštím příspěvku budeme pokračovat dalšími generacemi CT skenerů.

Použitá literatura
Flohr T. CT Systems. Curr Radiol Rep 1, 52–63 (2013). https://doi.org/10.1007/s40134-012-0005-5
Goldman LW. Principles of CT and CT technology. J Nucl Med Technol. 2007;35(3):115-130. doi:10.2967/jnmt.107.042978
Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works

Kvíz XVI – pokročilejší

Kvíz se týká tomografického zobrazení – MDCT = multi-detector CT (klasické CT), CBCT = cone-beam CT (angiografické systémy, zubní CBCT).

Otázky:
Q1: Z jak velkého úhlu jsou standardně nabírána data u MDCT (mimo kardiologická vyšetření)?
a) 90°
b) 180°
c) 180° + fan beam
d) 360°

Q2: Z jak velkého úhlu jsou standardně nabírána data u MDCT pro kardiologická vyšetření?
a) 90°
b) 180°
c) 180° + fan beam
d) 360°

Q3: Co mění automatická modulace proudu u MDCT na základě zeslabení pacienta?
a) Dobu rotace
b) Napětí
c) Anodový proud
d) Elektrické množství

Q4: Co mění automatická volba napětí u MDCT na základě zeslabení pacienta?
a) Dobu rotace
b) Napětí
c) Anodový proud
d) Elektrické množství

Q5: Jak společně funguje automatická modulace proudu a automatická volba napětí u MDCT v závislosti na zeslabení pacienta?
a) Po celou dobu skenu se mění proud a napětí
b) Po celou dobu skenu se drží jedna hodnota proudu a mění se napětí
c) Po celou dobu skenu se mění proud a drží se jedna hodnota napětí
d) Po celou dobu skenu se drží jedna hodnota proudu a napětí

Q6: Na základě kterého parametru lze odlišit MDCT od CBCT?
a) U MDCT obíhá rentgenka okolo pacienta o 360°, zatímco u CBCT nikoliv
b) U CBCT je maximální kolimace vždy menší než u MDCT
c) U CBCT je maximální kolimace vždy větší než u MDCT
d) U MDCT je dávka pacientovi vždy nižší než u CBCT

Q7: Jaká je typická doba rotace (s) u MDCT a jaká u CBCT?
a) 0,2-1 s u MDCT, 1-5 s u CBCT
b) 0,2-1 s u MDCT, 5-10 s u CBCT
c) 1-5 s u MDCT, 1-5 s u CBCT
d) 1-5 s u MDCT, 5-10 s u CBCT

Q8: Jak většinou souvisí počet řezů uváděný výrobcem s reálným počtem detektorových řad?
a) Počet řezů ≥ počet detektorových řad
b) Počet řezů = počet detektorových řad
c) Počet řezů ≤ počet detektorových řad
d) Nelze jednoznačně říct

Q9: S menším rekonstruovaným field of view (FoV) dochází v CT obraze ve srovnání s větším rekonstruovaným FoV:
a) Ke snížení šumu
b) Ke zvýšení šumu
c) Žádná změna
d) Nelze obecně říci

Q10: Jaká je přibližně velikost detekčního elementu u MDCT?
a) 0,05-0,1 mm
b) 0,1-0,2 mm
c) 0,2-0,6 mm
d) 0,6-1,0 mm

Q11:  Jaká je přibližně velikost detekčního elementu u angiografického CBCT?
a) 0,05-0,1 mm
b) 0,1-0,2 mm
c) 0,2-0,6 mm
d) 0,6-1,0 mm

Q12: Jak je definována velikost detekčního elementu u MDCT?
a) Je to reálná velikost detekčního elementu
b) Je to velikost detekčního elementu ve vzdálenosti 15 cm od izocentra směrem k rentgence
c) Je to velikost detekčního elementu ve vzdálenosti 15 cm od izocentra směrem od rentgenky
d) Je to velikost detekčního elementu v izocentru

Q13:  Jak je definována velikost detekčního elementu u CBCT?
a) Je to reálná velikost detekčního elementu
b) Je to velikost detekčního elementu ve vzdálenosti 15 cm od izocentra směrem k rentgence
c) Je to velikost detekčního elementu ve vzdálenosti 15 cm od izocentra směrem od rentgenky
d) Je to velikost detekčního elementu v izocentru

Q14: Množství vyprodukovaného záření na jednu rotaci je u MDCT kvantifikováno pomocí parametru CTDI_vol, který může být stanoven pro malý PMMA fantom o průměru 16 cm nebo pro velký PMMA fantom o průměru 32 cm. Jaký je přibližný vztah mezi CTDI_vol v malém a velkém fantomu při stejných expozičních parametrech?
a) CTDI_vol (malý) ≈ 1/2*CTDI_vol (velký)
b) CTDI_vol (malý) ≈ CTDI_vol (velký)
c) CTDI_vol (malý) ≈ 2*CTDI_vol (velký)
d) CTDI_vol (malý) ≈ 3*CTDI_vol (velký)

Q15: Jak se mění u MDCT s danou referenční kvalitou obrazu a tedy zapnutou automatickou modulací proudu dávka pacientovi (resp. CTDI_vol) v závislosti na rostoucím pitch faktoru?
a) S rostoucím pitch faktorem dávka pacientovi klesá
b) S rostoucím pitch faktorem dávka pacientovi zůstává přibližně stejná
c) S rostoucím pitch faktorem dávka pacientovi narůstá
d) Nelze jednoznačně říci

Q16: Jaký anodový proud bychom museli použít u MDCT skenu s parametry – rotační čas 0,5 s; pitch faktor 1,2; CTDI_vol 0,95 mGy, abychom dostali stejnou kvalitu obrazu jako při skenu s pitch faktorem 0,35; anodovým proudem 35 mA; rotačním časem 0,5 s a CTDI_vol 0,95 mGy?
a) 10 mA
b) 50 mA
c) 120 mA
d) 150 mA

Q17: Existují dva základní přístupy k nastavení automatické modulace proudu. První přístup je, že se CT skener snaží udržet poměr kontrast/šum konstantní. Druhý přístup je, že se zvyšuje akceptovatelný šum s rostoucí velikostí pacienta. Který z přístupů je šetrnější z pohledu dávky pacientovi?
a) První přístup
b) Druhý přístup
c) Nelze jednoznačně říci

Q18: Jaké je vysvětlení druhého přístupu v předešlé otázce? Proč je u větších pacientů akceptovatelnější vyšší šum?
a) Protože si radiolog zvykne
b) Protože to musí tak být kvůli akceptovatelné dávce pacientovi
c) Protože obéznější pacienti obsahují více subkutánního tuku, který lépe odděluje orgány od sebe
d) Protože obéznější pacienti obsahují více viscerálního tuku, který lépe odděluje orgány od sebe

Q19: S měnící se hodnotou napětí u MDCT se mění kvalita obrazu. Jakým způsobem? Doplňte následující tvrzení: S vyšší hodnotou napětí…:
a) Roste kontrast a klesá šum
b) Roste kontrast, ale i šum
c) Klesá kontrast a roste šum
d) Klesá kontrast, ale i šum

Q20: Které z následujících typů MDCT vyšetření bude nejvíce profitovat z nižší hodnoty napětí použitého při CT skenu?
a) Angiografické vyšetření
b) Nativní vyšetření
c) Postkontrastní vyšetření
d) Všechna vyšetření stejně

Q21: Lokalizační sken je možné pořídit v různých projekcích, typicky se využívá AP, ale je možné také PA nebo LAT. Jak ovlivňuje projekce lokalizačního skenu fungování automatické modulace proudu z hlediska hodnoty CTDI_vol u většiny výrobců?
a) Při AP lokalizačním skenu je CTDI_vol nejvyšší
b) Při PA lokalizačním skenu je CTDI_vol nejvyšší
c) Při LAT lokalizačním skenu je CTDI_vol nejvyšší
d) Při kombinaci AP a LAT lokalizačním skenu je CTDI_vol nejvyšší

Q22: Co se děje s kvalitou CT obrazu, je-li průměr vyšetřovaného pacienta větší než maximální velikost rekonstruovaného FoV?
a) Nic, nemá to vliv, hlavně že se pacient vejde do gantry
b) Zhoršuje se – vyšší šum
c) Zhoršuje se – vznik artefaktů
d) Zlepšuje se, protože využíváme větší oblast v gantry

Q23: Jakým způsobem lze redukovat kovové artefakty?
a) Zvýšit napětí a použít algoritmus pro redukci kovových artefaktů
b) Zvýšit napětí a zvýšit proud
c) Zvýšit proud a použít algoritmus pro redukci kovových artefaktů
d) Použít algoritmus pro redukci kovových artefaktů

Q24: Podstupuje-li CT vyšetření obézní pacientka, která má navíc objemná prsa, může se stát, že má prsa po stranách hrudníku, mimo rekonstruované FoV. Jakým způsobem by v takovém případě měl být proveden sken?
a) Nijak, takovou pacientku nevyšetřovat
b) Zvýšit napětí
c) Centrovat pacientku pod izocentrum
d) Doporučit pacientce, aby si vzala podprsenku, aby měla pokud možno co nejvíce kruhový průřez

Q25: Orgánová modulace proudu modifikuje použitý anodový proud v závislosti na projekci. V jakých projekcích (pozicích) rentgenka neprodukuje záření? Projekce (pozice) jsou popsány pomocí ručiček na hodinovém ciferníku.
a) 2-6
b) 6-10
c) 10-2
d) 12-4

Q26: Kterému orgánu lze použitím automatické modulace proudu ušetřit dávku?
a) Plicím
b) Kůži
c) Prsní tkáni
d) Mozku

Q27: U kterých CT výkonů je zpravidla dosahováno vyšší radiační zátěže pacientů, než je obvyklé?
a) CT mozku nativní a kontrastní
b) CT angiografie mozkových tepen
c) Dual energy CT mozku
d) CT perfuze mozku

Q28: Jak se mění CT číslo vody s rostoucí hodnotou napětí?
a) Klesá
b) Roste
c) Zůstává stejné
d) Nelze jednoznačně říct

Q29:Jak se mění CT číslo kontrastní látky s rostoucí hodnotou napětí?
a) Klesá
b) Roste
c) Zůstává stejné
d) Nelze jednoznačně říct

Q30: Jak se změní kvalita obrazu, jestliže změníme velikost rekonstruovaného FoV z 20 cm x 20 cm na 35 cm x 35 cm?
a) Zlepší se prostorové rozlišení a sníží se šum
b) Zlepší se prostorové rozlišení, ale zvýší se šum
c) Zhorší se prostorové rozlišení, ale sníží se šum
d) Zhorší se prostorové rozlišení a zvýší se šum

Odpovědi:
A1: d) 360°
A2: c) 180° + fan beam
A3: c) Anodový proud
A4: b) Napětí
A5: c) Po celou dobu skenu se mění proud a drží se jedna hodnota napětí (ačkoliv si spousta lidí myslí, že se mění po celou dobu skenu proud i napětí, tak tomu tak není, mění se pouze proud a hodnota napětí se zvolí na začátku podle lokalizačního skenu a zůstává po celou dobu skenu stejná)
A6: a) U MDCT obíhá rentgenka okolo pacienta o 360°, zatímco u CBCT nikoliv
A7: b) 0,2-1 s u MDCT, 5-10 s u CBCT
A8: a) Počet řezů ≥ počet detektorových řad
A9: b) Ke zvýšení šumu (v každém voxelu je při menším rekonstruovaném FoV méně rtg fotonů, proto vyšší šum)
A10: c) 0,2-0,6 mm
A11: b) 0,1-0,2 mm
A12: d) Je to velikost detekčního elementu v izocentru (takže reálná velikost detekčního elementu o velikosti 0,6 mm v izocentru je při zvětšení 1,5x 0,9 mm)
A13: a) Je to reálná velikost detekčního elementu
A14: c) CTDI_vol (malý) ≈ 2*CTDI_vol (velký)
A15: b) S rostoucím pitch faktorem dávka pacientovi zůstává přibližně stejná
A16: c) 120 mA (jde nám o dosažení stejné hodnoty efektivní mAs = mA*rotační čas/pitch, tedy 35*0,5/0,35 = 50 mAs, pro rotační čas 0,5 s a pitch faktor 1,2 pak musíme použít proud 120 mA)
A17: b) Druhý přístup
A18: d) Protože obéznější pacienti obsahují více viscerálního tuku, který lépe odděluje orgány od sebe
A19: d) Klesá kontrast, ale i šum
A20: a) Angiografické vyšetření
A21: b) Při PA lokalizačním skenu je CTDI_vol nejvyšší (ano, je to tak, existuje celá řada studií, např. Effect of CT Localizer Radiographs on Radiation Dose Associated With Automatic Tube Current Modulation: A Multivendor Study – ScienceDirect, které to dokazují, proto je výhodnější provádět lokalizační sken v AP projekci; v případě dvou lokalizačních skenů by druhý sken měl být v AP projekci)
A22: c) Zhoršuje se – vznik artefaktů
A23: a) Zvýšit napětí a použít algoritmus pro redukci kovových artefaktů
A24: d) Doporučit pacientce, aby si vzala podprsenku, aby měla pokud možno co nejvíce kruhový průřez
A25: c) 10-2 (rentgenka neprodukuje záření v horních 120°)
A26: c) Prsní tkáni
A27: d) CT perfuze mozku
A28: c) Zůstává stejné
A29: a) Klesá
A30: b) Zlepší se prostorové rozlišení, ale zvýší se šum

Mobilní CT

Pod pojmem „mobilní CT“ se mohou skrývat dva významy, které se však v českém překladu ztrácí. Významy sousloví mobilní CT mohou být následující:

  1. Jedná o CT na kolečkách (viz obr. 1), které může přejíždět v rámci nemocnice mezi různými odděleními.
  2. Jedná se o klasické CT, které je umístěno v návěsu (viz obr. 2), který s připojením k tahači projíždí méně dostupné geografické oblasti a provádí se na něm CT vyšetření obyvatel, kteří to ke klasickému CT skeneru mají velmi daleko, většinou desítky hodin cesty. Nebo se jedná o pacienty s komplikovaným socioekonomickým zázemím, kteří by na vzdálenější CT nejeli. Typickou zemí, kde několik pojízdných CT existuje, jsou Spojené státy americké. Nejčastěji se však jedná o mobilní CT skenery pro screening plic kuřáků a v dnešní době případně také mobilní CT skenery pro skenování covid pozitivních pacientů. V Evropě mobilní CT rozšířena nejsou.

Obr. 1: Mobilní CT [NeuroLogica | Medical Imaging Technology]

Obr. 2: Klasické CT umístěné v pojízdném návěsu [Mobile CT | Infectious Disease CT Solution | Computed Tomography – CT Scanners | Canon Medical Systems USA]

S každým z výše popsaných mobilních CT je spojeno několik výhod i nevýhod. V praxi jde vždy o to, o jaké konkrétní použití se jedná, aby byla uváženy právě ony výhody a nevýhody.

Ad 1. Mezi výrobce mobilních CT patří Neurologica, která se již v roce 2015 objevila na trhu s mobilním CT skenerem, který byl určen pro radiologická vyšetření hlavy a krku především z neurochirurgických indikací, proto i průměr otvoru v gantry byl tomu uzpůsoben (32 cm). Výhodou těchto skenerů byla právě jejich mobilita, kdy nebylo potřeba v rámci neurochirurgických operačních výkonů přejíždět s pacientem z operačního sálu na CT vyšetřovnu. Výhodou také byla možnost provést CT vyšetření přímo u pacientova lůžka, aniž se musel složitě překládat a převážet v rámci nemocnice. Avšak přeprava CT skeneru v rámci nemocnice může být poněkud komplikovanější, CT váží přes 400 kg a kvůli rozměrům může být někdy obtížnější projet některými užšími chodbami. Novější CT pak váží dokonce i přes 700 kg. Další nevýhodou těchto CT skenerů je jejich výkon, obecně se dá říct, že žádný z nabízených mobilních CT skenerů není ani zdaleka srovnatelný s klasickými CT skenery. Avšak i tak samozřejmě je možné na mobilních CT skenerech získat CT obrazy s diagnostickými informacemi.

Přehled mobilních CT skenerů pro vyšetření mozku (hlavy):
CereTom Elite (Neurologica) – otvor  gantry 32 cm, 8-řadý solid-state detektor, detekční element 1,25 mm, doba rotace 2 s, napětí 100-140 kV, anodový proud 1-7 mA, hmotnost 438 kg (další informace).
OmniTom (Neurologica) – otvor gantry 40 cm, 16-řadý GOS detektor, detekční element 0,625 mm, doba rotace 1 s, napětí 70-120 kV, anodový proud 5-45 mA, hmotnost 726 kg (další informace).
SOMATOM On.site (Siemens) – otvor gantry 35 cm, 32-řadý Stellar detektor, detekční element 0,75 mm, doba rotace 1 s, napětí 80-120 kV, anodový proud 3-24mA, hmotnost 998 kg (další informace).

Mimo mobilní CT pro vyšetření hlavy a krku jsou na trhu dostupné také CT skenery s velkým průměrem gantry, aby bylo možné vyšetřit celé tělo pacienta. Na těchto CT je možné vyšetřit hlavně statické části lidského těla, typicky vše mimo srdce. Na CT skenery jsou pro zobrazení srdce kladeny velmi vysoké požadavky, které samozřejmě takové mobilní CT nesplňuje.

Přehled mobilních CT skenerů pro vyšetření celého těla:
BodyTom Elite (Neurologica) – otvor gantry 85 cm (FoV neuvěřitelných 60 cm), 32-řadý solid-state detektor, detekční element 1,25 mm, doba rotace 1 s, napětí 80-140 kV, anodový proud 50-300 mA, hmotnost 1592 kg (další informace).

Je možné, že existuje více mobilních CT skenerů pro vyšetření celého těla, ale nemám o nich informace.

Ad 2. Výhodou klasických CT umístěných v návěsu s tahačem je to, že se jedná o klasické CT, tedy s velkým výkonem, krátkou dobou rotace (sub-sekundové časy), s velkou celkovou kolimací. Nevýhodou je nutnost častých kontrol kvality, protože CT přece jen dost trpí neustálým pojížděním v terénu. Vezmeme-li si, že kvalitní CT je založeno na přesné fokuzaci svazku elektronů z katody na anodu, pak jízda v hrbolatém terénu může způsobit dost škody. To je hlavní nevýhoda těchto mobilních CT.

Při psaní tohoto příspěvku jsem narazila na americkou společnost, která pronajímá CT skenery v návěsu. Jedná se o kvalitní CT skenery výrobců GE (Revolution Discovery 750HD, 750HD a VCT 64/128), Toshiba/Canon (Aquilion Prime SP 80, Aquilion Prime 160, Aquilion VeloCT a Aquilion 64 Whole Body) a Siemens (Somatom Perspective 64/128). Podle informací na webu možnosti pronájmu CT skeneru již využilo několik pracovišť, hlavně z důvodu vyšší poptávky po CT vyšetření u covidových pacientů.

U CT skenerů v návěsu ještě existuje několik možností přemístění, ne všechny CT v návěsu jsou připojeny k tahači. Buď se tedy jedná o CT v návěsu s možným připojením k tahači (obr. 3 vlevo), nebo se jedná o hybridní typ (obr. 3 uprostřed), u kterého se předpokládá, že takový skener zůstanu na místě po delší dobu, např. 3-6 měsíců, nebo se jedná o trvalý typ (obr. 3 vpravo), který lze instalovat s použitím jeřábu a v takovém případě se jedná o rozšíření prostor nemocnice o novou buňku, ve které je takový skener instalovaný.

Obr. 3: CT v návěsu s možným připojením k tahači (vlevo), hybridní typ umístění na dobu min. 3-6 měsíců (uprostřed) a trvalý typ (vpravo) [Lamboo medical (lamboo-medical.com)]

Poznámka: Neurologica byla pravděpodobně koupena firmou Samsung, takže některé výše zmíněné CT skenery jsou na webu dohledatelné i pod výrobcem Samsung. Ale myslím si, že to není pro pochopení příspěvku podstatné.

Webinář IAEA – zdůvodnění a optimalizace dentálního 2D a 3D zobrazení

International Atomic Energy Agency organizuje dne 21. 5. 2021 webinář na téma Zdůvodnění a optimalizace dentálního 2D a 3D zobrazení. Pro více informací: Improved justification and optimization of dental 2D and 3D imaging through education and training | IAEA. Webinář je přístupný zdarma po registraci.

Aktuální webináře

Do záložky Vzdělávání / Webináře bylo přidáno několik odkazů na aktuálně pořádané webináře, které se týkají radiodiagnostiky a intervenční radiologie.

Přehled aktuálních

International Organisation for Medical Physics (IOMP)
IOMP School Webinars – International Organization for Medical Physics. Semináře je možné sledovat také retrospektivně.

Fluoroscopy Users‘ Group (FLUG)
Masterclass Webinar Series – Fluoroscopy Users‘ Group (flug.org.uk)

International Atomic Energy Agency (IAEA)
Webinars in radiation protection | IAEA – radiační ochrana obecně, je potřeba si vybrat vhodný seminář. Semináře je možné sledovat také retrospektivně.