Proč potřebujeme diagnostické displeje pro zobrazení v radiologii? (2)

V předešlém příspěvku jsme si řekli o GSDF křivce, která je založena na percepční linearizaci. GSDF křivka byla stanovena na základě Bartenova modelu, který simuluje vizuální systém člověka, přičemž cílem bylo, aby pozorovatel vnímal obraz na každém displeji podobně, bez ohledu na luminanci daného displeje. Při modelování vizuálního systému člověka byl pro různé stupně šedi zjišťován minimální rozdíl v luminanci objektu a okolí, který pozorovatel již zaznamená nebo rozpozná. Pro tento rozdíl v luminanci byla zavedena veličina JND – Just Noticeable Difference. Definice JND dle DICOM NEMA Standardu (str. 17) je následující: „The luminance difference of a given target under given viewing conditions that the average human observer can just perceive.“

GSDF křivka popisuje závislost luminance L, se kterou se zobrazí určitá hodnota JND indexu j, na dané hodnotě JND indexu j. Znázornění GSDF křivky odvozené z Bartenova modelu je uvedeno na obr. 1.

Obr. 1: GSDF křivka odvozená z Bartenova modelu [3]

Zjednodušeně se dá říct, že GSDF křivka vyjadřuje změnu v luminanci na určité úrovni luminance, která odpovídá změně JND index j o hodnotu 1. Hodnotu JND indexu j z luminance L lze dopočítat dosazením do následujícího vztahu (1):

Pro opačný výpočet, tedy luminance L z JND indexu j, lze použít následující vztah (2):

Hodnoty JND indexu j a odpovídající luminance jsou tabulovány v dokumentu DICOM NEMA Standard (kdyby někdo preferoval vyhledání v tabulce proti výpočtu ze vztahů (1) nebo (2)), ukázka malého části tabulky je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: Část tabulky pro převod JND indexu na luminanci a opačně [3]

Kalibrace displeje
Při kalibraci displeje je nutné nejprve převést vstupní hodnoty signálu, tzv. P-hodnoty (někdy označované také jako digital driving levels, DDL) rtg obrazu na hodnoty JND indexů a těm přiřadit určitou luminanci tak, aby průběh této křivky odpovídal GSDF křivce. Takže jde v podstatě o přizpůsobení GSDF křivky bitové hloubce obrazu a maximální a minimální kalibrované luminanci displeje.

Mějme maximální L_max = 200 cd/m^2 a minimální L_min = 0,50 cd/m^2 kalibrovanou luminanci, tak jak jsme si ji popsali v předešlém příspěvku. Těmto hodnotám podle vztahu (1) uvedeného výše dopočítáme hodnotu JND indexu. Tedy dostáváme JND_max = 572,2 a JND_min = 46,6. Pak JND_tot neboli celkový počet JND, které můžeme při těchto luminancích zobrazit, je roven JND_tot = 572,2 – 46,6 = 525,6.

Většina displejů pracuje s hloubkou 8 bitů = 256 stupňů šedi neboli 256 P-hodnot (DDL hodnot), čemuž odpovídají P-hodnoty 0 až 255. Celý interval luminancí, pro náš příklad luminance v rozsahu 46,6 až 572,2, rozdělíme na 255 menších intervalů tak (255 proto, protože poslední bod s hodnotou 255 už nemá pokračující křivku za sebou, je to poslední bod křivky), aby vždycky rozdíl v luminanci v rámci jednoho intervalu znamenal konstantní změnu JND indexu j. Takže dostáváme průměrný počet JND indexů JND_ave na jeden interval P-hodnoty. Pro náš případ JND_ave = 525,6 / (256-1) = 525,6 / 255 = 2,06. Takže na jednu P-hodnotu připadají cca dvě hodnoty JND indexu. Hodnotu JND_P pro vstupní P-hodnotu pak vypočítáme ze vztahu (3):

Podíváme-li se na tvar vztahu (3), je zřejmé, že závislost mezi P-hodnotami a příslušnými JND indexy je lineární.

Konkrétně pak platí:
Pro P = 0: JND_P(0) = 46,6 + 0*2,06 = 46,60
Pro P = 1: JND_P(1) = 46,6 + 1*2,06 = 48,66
Pro P = 2: JND_P(2) = 46,6 + 2*2,06 = 50,72

Pro P = 255: JND_(P(255) = 46,6 + 255*2,06 = 571,6

Tím jsme přiřadili každé P-hodnotě jednu konkrétní hodnotu JND indexu. Ze vztahu (2) dopočítáme každé hodnotě JND indexu příslušnou hodnotu luminance:
L(JND = 46,6 (P=0)) = 0,50 cd/m^2
L(JND = 48,66 (P=1)) = 0,53 cd/m^2
L(JND = 50,72 (P=2)) = 0,57 cd/m^2

L(JND = 571,6 (P=255)) = 199,3 cd/m^2

Takže jsme nakonec přiřadili každé P-hodnotě jednu konkrétní hodnotu luminance L(JND(P)).

Kalibrovaný displej musí pracovat tak, že každý vstupní signál neboli P-hodnotu zobrazí s odpovídající luminancí L, která vyplývá z GSDF křivky. Při kalibraci se akceptuje tolerance ±10 % od GSDF křivky pro primární diagnostické displeje a ±20 % pro ostatní medicínské displeje (např. v ovladovně). Liší-li se změřená luminance L(P) pro P-hodnotu od GSDF křivky o více než je povolená tolerance, pak displej nesplňuje požadavky na kalibraci podle GSDF křivky a je potřeba ho překalibrovat.

GSDF křivku je možné použít pro kalibraci displejů, ale také pro hodnocení vlastností kalibrovaného i nekalibrovaného displeje. Taková ukázka je uvedena na obr. 3.

Obr. 3: Ukázka závislosti luminance na DDL (P-hodnotě) pro kalibrovaný a nekalibrovaný displej [2]

Z obr. 3 je zřejmé, že obraz nekalibrovaného displeje bude trpět nedostatečnou kvalitou u nízkých hodnot (odstíny černé) a také u vysokých hodnot. Pro úplnost ještě uvádím graf (obr. 4)závislosti JND na DDL (P-hodnotách) pro tytéž displeje jako na obr. 3. Pro kalibrovaný displej je závislost lineární (jak ostatně vyplynulo již ze vztahu (3) výše), pro nekalibrovaný nikoliv.

Obr. 4: Závislost JND na DDL (P-hodnotě) [2]

Použitá literatura
[1] Pianykh OS. Digital Imaging and Communications in Medicine (DICOM). Springer, 2012.
[2] Fetterly KA, Blume HR, Flynn MJ, et al. Introduction to grayscale calibration and related aspects of medical imaging grade liquid crystal displays. Journal of Digital Imaging, 2008; 21(2): 193-207.
[3] http://dicom.nema.org/medical/dicom/current/output/pdf/part14.pdf
[4] https://siim.org/page/displays_chapter3
[5] http://www.otpedia.com/entryDetails.cfm?id=226
[6] http://fyzika.jreichl.com/main.article/view/535-fotometricke-veliciny
[7] https://en.wikipedia.org/wiki/Luminance
[8] https://www.aapm.org/pubs/reports/RPT_270.pdf
[9] Silosky MS, Marsh RM. Performance characteristics and quality assurance considerations for displays used in interventional radiology and cardiac catheterization facilities. J Appl Clin Med Phys 2018; 19(5): 708-717

Proč potřebujeme diagnostické displeje pro zobrazení v radiologii? (1)

Mějme CT obraz s hloubkou 10 bitů, tj. 2^10 = 1024 stupňů šedi. V případě, že budeme mít obraz v původním DICOM formátu, všechny tyto stupně šedi můžeme současně zobrazit na displeji s vhodnými vlastnostmi a s použitím vhodného softwaru. Ale jakmile tento obraz převedeme do formátu BMP nebo JPEG, které podporují pouze 256 stupňů šedi (hloubka 8 bitů), ztrácíme tím onu „hloubku“ obrazu (stupně šedi). Je-li obraz převeden z hloubky 10 bitů na 8 bitů, cesta zpět na 10 bitů není možná. To je důvod, proč se v radiologii vždy preferuje původní formát dat (DICOM) nad všemi jinými.

Mějme tedy onen zmíněný CT obraz s 1024 stupni šedi. Na běžném kancelářském displeji určitě rozeznáme některé druhy tkání, např. kost, játra, mozek. I běžný displej dokáže převést 1024 stupňů šedi na těch 256, které dokáže zobrazit, viz obr. 1 vlevo. Ale nedokáže zobrazit všech 1024 stupňů šedi najednou, jako to dokáže diagnostický displej. Nicméně je možné použít windowing a levelling a mezi těmi 1024 stupni šedi postupně přecházet, viz obr. 1 uprostřed a vpravo.

Obr. 1: Zobrazení s rozsahem 256 stupňů šedi (vlevo) a s rozsahem pro plicní okno (uprostřed) a měkkotkáňové okno (vpravo) [1]

S tím, co jsme si řekli výše, je jasné, že velmi podstatné pro optimální kvalitu zobrazení všech stupňů šedi je to, jaké vlastnosti má displej. Nejdůležitějšími vlastnostmi je luminance a poměr kontrastu.

Luminance, zjednodušeně řečeno, kvantifikuje množství světla, které dokáže vyprodukovat displej. Přesněji, luminance je fotometrická veličina, která kvantifikuje intenzitu svítivosti na jednotku plochy v daném směru. Popisuje množství světla, které projde, nebo je emitováno, nebo je difúzně odraženo z určité oblasti v určitém úhlu. Jednotkou luminance je cd/m^2 (kandela na metr čtvereční). Český ekvivalent je jas, ale budu nadále používat termín luminance.

Na displeji nastavená maximální luminance L_max neboli maximální kalibrovaná luminance je většinou nižší než maximální luminance, kterou displej dovede zobrazit. Některé displeje dokážou zobrazit luminanci až 4000 cd/m^2, což je pro oko naprosto nesnesitelná luminance, proto se nastavuje kalibrovaná luminance podstatně nižší. Druhý důvod pro nižší luuminanci je ten, že při vyšší luminanci se displej dříve vysvítí, takže postupem času se stárnutím displeje luminance snižuje. Tedy nižší hodnota maximální kalibrované luminance vede k delší životnosti displeje. Naopak minimální nastavená luminance neboli minimální kalibrovaná luminance je o něco vyšší, než je minimální luminance, kterou dovede zobrazit displej.

Poměr maximální a minimální luminance, kterou dovede displej zobrazit, dává poměr kontrastu daného displeje. Maximální luminance displeje dosahuje až hodnot 4000 cd/m^2, minimální luminance i hodnot 0,05 cd/m^2 pro LCD displeje, a dokonce 0,00 cd/m^2 pro OLED displeje. Při těchto hodnotách luminance můžeme získat poměr kontrastu i v hodnotách několik tisíc, avšak to není žádoucí.

Obvykle platí, že poměr maximální kalibrované luminance L_max a minimální kalibrované luminance L_min displeje by měl odpovídat vizuálnímu systému člověka. Bude-li poměr 600, nebude rozpoznatelný kontrast v tmavé (černé) oblasti. Vysoký poměr maximální a minimální kalibrované luminance je žádoucí v umělecké digitální tvorbě, avšak nikoliv v radiologii. Na druhé straně, bude-li poměr maximální a minimální luminance nízký, např. 250 a méně, bude se obraz jevit jako nekontrastní, jako by byl vymytý. Dobrý kompromis pro radiodiagnostiku je hodnota mezi 300 a 400, ideálně 350. Budeme-li mít displej s maximální kalibrovanou luminancí 525 a s minimální kalibrovanou luminancí 1,5, bude poměr kontrastu 525/1,5 = 350, což je právě akorát. Avšak hodnoty mohou být klidně posunuty k vyšším nebo nižším hodnotám, např. v závislosti na okolním osvětlení.

Z výše uvedeného lze logicky usoudit, že dostatečná luminance a dostatečně vysoký poměr kontrastu displeje (ale ne zase příliš vysoký) umožňují kvalitnější zobrazení, což znamená kvalitnější interpretaci rtg obrazu z pohledu radiodiagnostiky. Avšak s tím souvisí i správné zobrazení různých stupňů šedi – od černé až po bílou. Pro kvantifikaci byla zavedena tzv. Grayscale Standard Display Function (GSDF). GSDF byla vyvinuta pro objektivní, kvantitativní hodnocení zobrazení z hlediska luminance jednotlivých stupňů šedi za cílem zajistit konzistenci zobrazení na různých displejích. Důvodem je to, aby se určitá patologie zobrazila na všech displejích podobně, tj. aby se nestalo, že na některém displeji nebude patologie viditelná, protože se tam stupně šedi zobrazují odlišně. Diagnostické displeje (myšleno displeje určené pro primární diagnostiku) musí být kalibrovány tak, aby se luminance určitých stupňů šedi lišila od očekávané luminance (neboli od GSDF křivky) maximálně v rámci povolené tolerance. Liší-li se více, je potřeba displej překalibrovat.

Člověk by očekával, že GSDF bude lineární, tj. luminance pro daný signál bude lineárně rostoucí s rostoucí hodnotou signálu. Avšak není tomu tak, protože vizuální systém člověka (oko+mozek) nepracuje lineárně. Náš vizuální systém je mnohem méně citlivý v oblasti černé než v oblasti bílé. To jde vidět na obr. 1 (plnou čarou), kde je znázorněna prahová hodnota kontrastu v závislosti na luminanci.

Obr. 1: Závislost prahové hodnoty kontrastu na luminanci [3]

Z obr. 1 je zřejmé, že pro nižší hodnoty luminance musí být kontrast (rozdíl signálu objektu a pozadí) vyšší, abychom ho okem rozpoznali. Podstatou GSDF křivky je tzv. percepční linearizace neboli přizpůsobení změny luminance našemu vizuálnímu systému.

Zjednodušeně se percepční linearizace dá vysvětlit následovně. Mějme stupně šedi v rozsahu 0-255 (odpovídá hloubce 8 bitů), čím nižší hodnota, tím černější (0 je úplně černá), čím vyšší hodnota, tím bílejší (255 je úplně bílá). Vezmeme-li hodnotu signálu 1, 2, 3 a 4 (stupně černé), kdy je mezi sousedními hodnotami absolutní rozdíl roven 1 (2-1=1, 3-2=1, 4-3=1), tak náš vizuální systém to nebude vnímat podobně jako absolutní rozdíl 1 na úrovni bílé, např. pro hodnoty 252, 253, 254 a 255 (253-252=1, 254-253=1 atd.). Jednoduše proto, protože náš vizuální systém není na odstíny černé tak citlivý. Kalibrace na GSDF křivku ale převádí luminanci na kalibrovaném displeji tak, aby náš vizuální systém vnímal rozdíly v luminanci lineárně. To, jak vnímáme rozdíl mezi sousedními stupni šedi, neboli kontrast displeje, samozřejmě závisí také právě na onom displeji.

Více o tom, jak byla stanovena GSDF křivka a jak se provádí kalibrace displeje, si řekneme v následujícím článku.

Použitá literatura
[1] Pianykh OS. Digital Imaging and Communications in Medicine (DICOM). Springer, 2012.
[2] Fetterly KA, Blume HR, Flynn MJ, et al. Introduction to grayscale calibration and related aspects of medical imaging grade liquid crystal displays. Journal of Digital Imaging, 2008; 21(2): 193-207.
[3] http://dicom.nema.org/medical/dicom/current/output/pdf/part14.pdf
[4] https://siim.org/page/displays_chapter3
[5] http://www.otpedia.com/entryDetails.cfm?id=226
[6] http://fyzika.jreichl.com/main.article/view/535-fotometricke-veliciny
[7] https://en.wikipedia.org/wiki/Luminance
[8] https://www.aapm.org/pubs/reports/RPT_270.pdf
[9] Silosky MS, Marsh RM. Performance characteristics and quality assurance considerations for displays used in interventional radiology and cardiac catheterization facilities. J Appl Clin Med Phys 2018; 19(5): 708-717

Použití ochranného stínění u skiaskopicky vedených výkonů

Obecně se dá říct, že u skiaskopicky vedených výkonů, včetně intervenčních výkonů, se nedoporučuje použití ochranného stínění pacienta.

Před použitím ochranného stínění obecně je potřeba uvážit, které radiosenzitivní orgány se při provádění výkonu budou nacházet v primárním svazku a které blízko něho. Takové posouzení je komplikovanější než ve skiagrafii, protože u skiaskopicky vedených výkonů se může projekce měnit velmi rychle a často, např. podle orientace některé cévy nebo dokonce určité části této cévy. [1]

Skiaskopické a angiografické systémy jsou určeny pro dynamické sledování a navádění v reálném čase. Obecně jsou tyto systémy vybaveny dvěma zobrazovacími módy – skiaskopickým a akvizičním. U skiaskopie se používají podstatně menší dávky na pulz (obraz), takže výsledkem je rtg obraz horší kvality, ale získaný s menší dávkou. Skiaskopie se používá jako kontrola při zavádění instrumentária. Akvizice slouží pro zaznamenání průběhu výkonu a výsledku, primárně s nástřikem kontrastní látky. Dávka na pulz (obraz) je vyšší, ale rtg obraz je kvalitnější. Na některých modernějších systémech je i skiaskopický obraz již dostatečné kvality a je možné skiaskopické scény ukládat, proto v některých případech není nutné provádět akvizici, čímž se šetří dávka pacientovi i lékaři provádějícímu výkon.

Vzhledem k použití automatického řízení dávkového příkonu/dávky (ADRC, dávka na detektoru/pulz je udržována stejná bez ohledu na velikost pacienta) je použití ochranného stínění v primárním rtg svazku kontraproduktivní, není-li zaručeno, že stínění nepřekryje senzor ADRC. Dále je potřeba si uvědomit, že v dnešní době se ve většině případů rentgenka nachází pod vyšetřovacím stolem, takže použití ochranného stínění umístěného na pacientovi postrádá smysl a umístění ochranného stínění pod pacienta, aby byly chráněny orgány blízko primárního svazku před rozptýleným zářením, je kvůli nepředvídatelné projekci nemožné. A v neposlední řadě je potřeba si uvědomit také to, že orgány mimo primární svazek obdrží většinu dávky z interního rozptýleného záření, proti kterému ochranné stínění neposkytuje ochranu. Takže u skiaskopicky vedených výkonů, včetně intervenčních, se použití ochranného stínění nedoporučuje.

Stejně jako u skiagrafie i v tomto případě zůstává nejefektivnějším způsobem jak snížit dávku pacientovi správná kolimace a dále pak použití nízkodávkového módu, ať pro skiaskopii nebo akvizice. Při těchto módech je snížena dávka na jeden pulz/obraz, takže výsledná kvalita nemusí být excelentní, nicméně častokrát je postačující. Není-li tomu tak, pak lékař volí mód s dávkou o něco vyšší.

V případě výkonů u těhotných pacientek se ochranné stínění také nedoporučuje. Výkony mimo oblast mezi bránicí a koleny mohou být provedeny bez jakéhokoliv omezení (plodu nic nehrozí). V případě, že by se oblast pánve a břicha nacházela v primárním svazku, doporučuje se uvážit použití metody nevyužívající ionizujícího záření (magnetická rezonance, ultrazvuk). Není-li to možné a je nutné výkon provést, pak by měl být výkon proveden obezřetně. Tedy udržovat dávku na plod tak nízkou, jak je rozumně dosažitelné – použít co nejnižší počet pulzů, co největší kolimaci a z projekcí volit zejména ty, při kterých se plod nenachází v primárním svazku. Avšak nepoužívat ochranné stínění ani jako psychologický efekt, může to způsobit více škody než užitku.

Použitá literatura
[1] British Institute of Radiology. Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. BIR 2020.

Použití ochranného stínění u skiagrafických vyšetření

Obecně se dá říct, že u skiagrafie se nedoporučuje použití ochranného stínění pacienta. Tím je samozřejmě myšleno tzv. kontaktní ochranné stínění, tedy to, které se umisťuje přímo na pacienta, a to buď v primárním rtg svazku nebo mimo primární svazek jako ochrana před rozptýleným zářením. Ale přesto je někdy použití ochranného stínění možné, jen je vhodné vědět, plyne-li z toho nějaký benefit pro pacienta. [1]

Před použitím ochranného stínění je potřeba uvážit, které radiosenzitivní orgány se při daném vyšetření budou nacházet v primárním svazku a které blízko něho. U skiagrafie je takové posouzení komplikovanější také tím, že je potřeba znát i projekci (geometrii), pozici a kolimaci. Cílem aplikujícího odborníka, v případě skiagrafie radiologického asistenta, je to, aby posoudil jak požadovanou anatomii zobrazit, aby okolní orgány byly ozářeny co nejméně. [1]

Ochranné stínění v primárním svazku
U mužů a chlapců je u skiagrafických vyšetření v oblasti pánve možné dobrou kolimací odstranit gonády z primárního svazku, takže ochranné stínění není potřeba. U žen a dívek je bohužel ochranné stínění často umístěno nevhodně a vaječníky nejsou stíněny, protože ani nejde říct, kde přesně se nacházejí vaječníky každé ženy. Variabilitu v umístění vaječníků zjistili autoři studie [2], kteří zakreslily pozice vaječníků u 70 žen vyšetřených ultrazvukem do jednoho obrázku, který je na obr. 1.

Obr. 1: Pozice vaječníků u 70 žen [2]

Vzhledem k tomu, že se může stát, že je ochranným stíněním zastíněna oblast zájmu a vyšetření se musí zopakovat, samozřejmě již bez použití ochranného stínění, tak je použití ochranného stínění sporné. A ve výsledku, i když je ochranné stínění umístěno správně a rtg obraz obsahuje diagnostickou informace, tak se může stát, že ochranné stínění zakryje senzor expoziční automatiky (AEC), která kvůli tomu prodlouží expozici, tedy dojde ke zvýšení dávky, protože rtg systém vyhodnotí zeslabení pacientem se stíněním větší, než by bylo bez použití ochranného stínění.

Dávku některým orgánům přítomným v primárním svazku lze snížit také vhodnou projekcí. Např. při vyšetření srdce a plic je vhodné použít zadopřední projekci, protože dojde k šetření dávky na prsní tkáň. U vyšetření lebky lze šetřit dávku na oční čočku opět použitím zadopřední projekce. Benefit plynoucí z použití zadopřední projekce převýší benefit plynoucí z použití ochranného stínění v primárním svazku v obou těchto případech. [1]

A ještě poslední informace. Při správné kolimaci lze nejen zabránit tomu, aby se některé orgány vyskytly v primárním svazku, ale lze tím také zlepšit kvalitu obrazu, protože je tím redukováno množství rozptýleného záření. [1]

Ochranné stínění mimo primární svazek
Použití ochranného stínění mimo primární svazek s cílem ochránit radiosenzitivní orgány bude mít s největší pravděpodobností efekt pouze tehdy, nachází-li se orgán ve vzdálenosti maximálně 5 cm od primárního svazku. Nachází-li se orgán, který chceme chránit, ve vzdálenosti větší, pak použití ochranného stínění nemá požadovaný efekt. Jak bylo navíc řečeno v předešlém článku, většinu záření obdrží orgány mimo primární svazek z interního rozptýleného záření (cca 70 %), zatímco vnější ochranné stínění odstíní pouze neužitečné záření, případně mimoohniskové záření. [1]

Z důvodů uvedených výše vyplývá, že nejefektivnějším nástrojem pro minimalizaci radiační zátěže u skiagrafických vyšetření zůstává správná kolimace a upravení expozičních parametrů, nikoliv použití ochranného stínění v primárním svazku nebo proti rozptýlenému záření. [1]

Shrnutí ohledně použití (kontaktního) ochranného stínění pro různá vyšetření je uvedeno v tab. 1, společně s doporučením, co je v dané situaci vhodné provést.

Použitá literatura
[1] British Institute of Radiology. Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. BIR 2020.British Institute of Radiology. Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. BIR 2020.
[2] Featherstone C, Harnett AN, Brunt AM. Ultrasound localization of the ovaries for radiation-induced ovarian ablation. Clinical Oncology 1999; 11: 393-397.

Použití ochranného stínění u rtg vyšetření (2)

V předešlém článku byla shrnuta doporučení ohledně použití/nepoužití ochranného stínění ze zmíněné publikace Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. V dnešním příspěvku se podíváme na problematiku použití ochranného stínění blíže.

Aby bylo ochranné stínění používáno efektivně, je potřeba znát hlavní zdroje záření a taktéž množství záření pocházejícího z každého tohoto zdroje. Bavíme se tedy o zdroji primárního záření, ale také o zdroji sekundárního záření.

Primární záření
Jako primární záření je označováno to záření, které vychází z rtg zdroje a které záměrně používáme při rtg vyšetření. Dávkové příkony v primárním svazku se pohybují ve velkém rozsahu a dají se rozdělit do tří kategorií. První kategorii tvoří skiaskopické expozice, u kterých se dávkový příkon pohybuje v rozmezí 1-10 mGy/s. Druhou kategorii tvoří skiagrafie, angiografické akvizice, stomatologická vyšetření a mamografie, u kterých se dávkový příkon pohybuje v rozmezí přibližně 15-25 mGy/s (ale ta expozice u některých vyšetření běží pouze po dobu např. 0,05 s, takže výsledná dávka je nízká). Třetí kategorii tvoří CT vyšetření, u kterých se dávkový příkon pohybuje v rozmezí 50-100 mGy/s. Všechny tyto dávkové příkony jsou minimálně 50x vyšší než dávkový příkon z jakéhokoliv zdroje sekundárního záření, proto je extrémně důležité snažit se omezit množství právě primárního záření např. správnou kolimací nebo upravením expozičních parametrů. [1]

Jedním ze způsobů, jak co nejvíce omezit primární záření, je kolimace clonami (někdy označováno jako clonění). Je-li ve vykolimovaném primárním svazku dávkový příkon 100 %, pak ve vzdálenosti přibližně 2,5 cm od primárního svazku pod clonami je méně než 1 % onoho dávkového příkonu. Správné clonění hraje významnou roli zejména u pediatrické populace, kdy se při nevhodném clonění může stát, že jsou významně ozářeny i sousední orgány (tím, jak jsou děti malé, tak mají orgány naskládané blíže u sebe), ačkoliv nejsou oblastí zájmu. [1]

Sekundární záření
Za zdroje sekundárního záření označujeme všechno ostatní. Zejména jde o neužitečné záření unikající z rentgenky, mimoohniskové záření a rozptýlené záření. To může pocházet ze samotného pacienta, konkrétně z vyšetřované oblasti, z vyšetřovacího stolu nebo různých jiných předmětů vyskytujících se v primárním svazku. [1]

Neužitečné záření unikající z rentgenky všemi směry je redukováno olověným stíněním krytu rentgenky a standardně je tak dávkový příkon méně než 0,3 mGy/hod. Toto záření vzniká v rentgence tehdy, interaguje-li primární svazek s konstrukčními prvky rentgenky, např. s krytem rentgenky, s clonami atd. Tím je pacient při expozici ozářen, ale jak bylo uvedeno o pár řádků výše, dávkový příkon i dávka jsou velmi nízké. [1]

Mimoohniskové záření vzniká tehdy, interagují-li urychlené usměrněné elektrony (usměrněné na malou plošinku na anodovém terčíku) mimo ohnisko, tedy při interakci s různými částmi rentgenky. Jedná se o záření vznikající mimo ohnisko, proto se označuje jako mimoohniskové. Mimoohniskové záření lze omezit dobrou konfigurací primárních a sekundárních clon, ale i tak se mu nemůžeme nikdy úplně vyhnout. Projeví se tak, že u receptoru obrazu s dostatečným dynamickým rozsahem se zobrazí anatomie i mimo kolimovanou oblast, viz obr. 1 (šedá oblast okolo ruky). Avšak bavíme se o dávkovém příkonu cca 500x nižším, než je dávkový příkon v primárním svazku. [1]

Obr. 1: Příspěvek z mimoohniskového záření – šedá oblast okolo vykolimované oblasti [1]

Zdrojem rozptýleného záření je pacient sám a také vyšetřovací stůl, různé polohovací a fixační pomůcky okolo pacienta. Pacientovy orgány mimo primární svazek obdrží určitou dávku rozptýleného záření zejména kvůli internímu rozptylu, kdy se záření odráží od různých orgánů a struktur v těle a šíří se v pacientovi dále (až do vzdálenosti cca 17 cm od primárního svazku). Proti tomuto záření se nelze chránit a to ani ochranným stíněním, které je v tomto případě naprosto neefektivní. Interní rozptýlené záření tvoří přibližně 70 % sekundárního záření, kterým jsou ozářeny orgány mimo primární svazek. [1, 2]

Pro úplnost ještě uvádím přehled dávkových příkonů primárního svazku a sekundárního záření různého původu pro skiaskopii, akvizice a CT.

Tab. 1: Přehled dávkových příkonů primárního a sekundárního záření [1]

Při výběru vhodného ochranného stínění by se pak člověk měl řídit tím, o jakých dávkových příkonech a dávkách se bavíme, ale také tím, je-li možné určitou dávku vůbec nějak odstínit, což je případ např. interního rozptýleného záření. Příště si řekneme něco více o konkrétním použití ochranného stínění při skiagrafii.

Použitá literatura
[1] British Institute of Radiology. Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. BIR 2020.
[2] Iball GR, Kennedy EV, Brettle DS. Modelling the effect of lead and other materials for shielding of the fetus in CT pulmonary angiography. Br J Radiol 2008; 81(966): 499-503.

Použití ochranného stínění u rtg vyšetření (1)

Použití ochranného stínění v primárním rtg svazku je už nějakou dobu hodně diskutovaným tématem. Některé organizace již vydaly své doporučení, jako např. British Institute of Radiology (BIR). A právě na toto doporučení, vydané teprve v březnu 2020 (takže je ještě úplně čerstvé), se v dnešním příspěvku podíváme. Doporučení je ke stažení zde: Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. Na doporučení se s společně s BIR podílel také Institute of Physics and Engineering in Medicine (IPEM) a další organizace.

Obecně již neplatí to, co platilo v 70. letech minulého století, a to že použití ochranného stínění v primárním rtg svazku vždy vede ke snížení dávky. Použití ochranného stínění v primárním rtg svazku může interferovat s expoziční automatikou (AEC), což může způsobit naopak zvýšení dávky, protože AEC vyhodnotí zeslabení zobrazovaného objektu jako vyšší a zvýší tedy elektrické množství, resp. prodlouží délku expozice. Další komplikace, která se s použitím ochranného stínění v primárním rtg svazku objevuje, je nedostatečná diagnostická informace v rtg obraze ve stíněné anatomické oblasti, což může vést k opakování expozice, samozřejmě bez použití stínění. Obecně se v UK již nedoporučuje používat ochranné stínění v primárním svazku ve skiagrafii a intervenční radiologii. Nicméně mnoho pacientů se stále domnívá, že použití ochranného stínění je nezbytné, proto stínění vyžadují a uvádějí tím aplikující adborníky, nejčastěji radiologické asistenty, do rozpaků nebo dokonce do rozporu s dobrou praxí.

I když absence ochranného stínění v primárním rtg svazku je velkou změnou v současné, po dlouhá léta zažité, klinické praxi, tak je potřeba k tomuto kroku přistoupit, protože to moderní rtg technologie umožňuje nebo dokonce vyžaduje. Podle platného principu optimalizace by mělo být cílem rtg vyšetření získání dostatečné diagnostické informace za co nejnižší dávky, nikoliv pouze minimalizace dávky záření pacientovi.

Jak bylo zmíněno již v jednom z předešlých článků, od dob objevu rtg záření až dodnes došlo k velkému snížení dávek obvykle používaných při rtg vyšetřeních. Došlo také ke změně radiosenzitivity tkání a orgánů vyjádřených tkáňovými váhovými faktory, týká se to hlavně prsní tkáně, gonád (velký pokles), tlustého střeva a žaludku. Ke změně tkáňového váhového faktoru gonád došlo z toho důvodu, že se nepodařilo prokázat dědičné účinky záření. Z tohoto důvodu je riziko vzniku dědičných účinků plynoucí z rtg vyšetření včetně CT vyšetření považováno za zanedbatelné. Mimo dědičné účinky je nutné uvážit také stochastické účinky, mezi které patří rakovina. Pravděpodobnost vzniku stochastických účinků závisí na věku, kdy došlo k ozáření jedince. Čím nižší je věk při ozáření, tím vyšší je riziko vzniku radiačně indukovaného poškození v průběhu života. Ochranné stínění gonád bylo zavedeno jako ochrana před dědičnými účinky ozáření, nikoliv jako ochrana před stochastickými účinky. Z důvodu použití podstatně nižších dávek než dříve, dále z důvodu neprokázaných dědičných účinků u lidí a z důvodu zhoršení kvality obrazu ochranným stínění v primárním svazku se nepovažuje použití ochranného stínění gonád za žádoucí.

Jak bylo zmíněno výše, tak použití ochranného stínění v primárním svazku může vést jednak ke zvýšení dávky, ale také k tomu, že není získána požadovaná diagnostická informace, tak se za mnohem efektivnější z hlediska optimalizace považuje správní kolimace a vhodná volba expozičních parametrů! Tímto způsobem lze podstatně více snížit dávku, ale stále mít dostatečnou diagnostickou informaci. Za projev optimalizace se nepovažuje pouhé snižování dávek bez zhodnocení dopadu na diagnostickou výtěžnost, tj. používání ochranného stínění aniž by byla zhodnocena kvalita obrazu z hlediska potřebné diagnostické informace.

Shrnutí vyplývající z vydaného doporučení:

  • Ve většině skiagrafických vyšetření se nedoporučuje použití ochranného stínění pacienta.
  • Také při CT vyšetření se nedoporučuje používat ochranné stínění v primárním rtg svazku z důvodu ovlivnění automatické modulace proudu a vzniku artefaktů. Pro použití ochranného stínění mimo primární rtg svazek je závěr podobný, tj. nedoporučuje se pro případ, že by se ochranné stínění vyskytlo v primárním rtg svazku neúmyslně.
  • mamografii použití ochranného stínění v primárním rtg svazku není z principu možné. Ochrana orgánů nacházejících se v blízkosti primárního rtg svazku, např. štítné žlázy, použitím ochranného stínění se nedoporučuje, protože může zasahovat do rtg obrazu, který je pak nutné opakovat, což ve výsledku představuje podstatně vyšší radiační zátěž.
  • V mamografii při vyšetření těhotné pacientky může být v případě požadavku použito ochranné stínění na břicho pacientky, protože toto stínění nijak neovlivňuje výsledný rtg obraz. Avšak nejedná se o standardní postup.
  • Použití ochranného stínění se u většiny rtg vyšetření ve stomatologii nedoporučuje, výjimkou může být CBCT vyšetření, kdy je použito velké pole zájmu (FoV). V takovém případě se může štítná žláza vyskytnout v primárním rtg svazku, a ochranné stínění tak může přispět ke snížení dávky na štítnou žlázu, avšak podstatně větší efekt má správná volba FoV, je-li to možné.

Použitá literatura
British Institute of Radiology. Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. BIR 2020.

Optimalizace na CT (7)

V několika předešlých příspěvcích jsme se zabývali tím, jak lze provádět optimalizaci na CT. Dalším použitelným nástrojem je využití softwaru pro sledování dávek, např. Radiation Dose Management (dříve Radimetrics), DoseWatch, DOSE atd. Tento typ softwaru je standardně připojený k archivačnímu systému nemocnice PACS, kam odcházejí všechna data ze zobrazovacích modalit ve formátu DICOM, je tam tedy obsažena jak obrazová informace, tak také informace o expozičních parametrech, geometrii a taktéž nějaké dávkové hodnoty. To může být buď pro jednu konkrétní sadu CT dat (jednu vyšetřovanou fázi) nebo i pro kompletně celé CT vyšetření, tedy pro všechny provedené fáze. V tomto případě musí být archivován celý radiation dose structured report, který obsahuje informace o všech fázích, včetně lokalizačního skenu a monitorování průchodu kontrastní látky.

U CT je nejpotřebnějšími dávkovými hodnotami pro odhad dávek pacientů volumetrický kermový index výpočetní tomografie CTDI_vol a součin kermy a délky DLP (P_KL). Samotná hodnota CTDI_vol nenese informaci o velikosti pacienta, proto se za vhodnější považuje veličina SSDE (Size Specific Dose Estimate), kterou již mají některé softwary zavedenu.

Softwary pro sledování dávek umožňují analyzovat data napříč všemi připojenými CT skenery a taktéž napříč všemi vyšetřovacími protokoly napříč jedné nebo více nemocnic, nebo dokonce napříč několika státy (Dose Index Registry, American College of Radiology). Proto může software pro sledování a analýzu dávek obsahovat i statisíce vyšetření, pro která by manuální extrakce dat byla nesmírně časově náročná.

CT vyšetření je možné v rámci jedné nemocnice rozřadit např. podle již výše zmíněných vyšetřovacích protokolů, aby se zjistilo, který CT skener aplikuje na základě určité indikace jakou dávku. Vyšetřovací protokoly proto musí být tzv. indication-based a musí si odpovídat v rámci nemocnice, tj. CT protokol pro vyšetření přítomnosti ledvinových kamenů musí být vytvořen na daném CT skeneru a používán pouze tehdy, hledají-li se ledvinové kameny.

Pro porovnání CT skenerů mezi sebou se nejeví jako vhodné porovnání pouze na základě anatomické oblasti, kdy např. protokol pro vyšetření břicha může být v některých případech standardně používán jako 3-fázový, jinde jako 4-fázový, nebo může být používán pro vyšetření nízkokontrastních jaterních lézí (je vyžadována vysoká kvalita obrazu, aby bylo možné identifikovat nízkokontrastní léze) a jinde pro vyšetření ledvinových kamenů (postačuje nízká kvalita obrazu, protože kameny jsou samy o sobě kontrastní vzhledem k okolní tkáni).

Při porovnání hodnoty je potřeba také zjistit, zda se v datech vyskytují nějaké odlehlé hodnoty, které se často definují jako hodnoty, které se liší od nějaké průměrné hodnoty o více než pět standardních odchylek. V případě, že analyzujeme hodnoty CTDI_vol (při absenci hodnot SSDE), se může stát, že mezi odlehlé hodnoty budou patřit morbidně obézní pacienti, u kterých mohou být hodnoty CTDI_vol velmi vysoké. Další častou chybou může být nesprávná volba vyšetřovacího protokolu, typicky již zmíněná záměna vyšetřovacího protokolu pro vyšetření jater a ledvinových kamenů nebo např. použití protokolu na vyšetření hrudníku při vyšetření břicha, čímž bude hodnota CTDI_vol extrémně vysoká ve srovnání s hodnotami CTDI_vol pro vyšetření hrudníku. Další rozdíl může vzniknout v hodnotě DLP tehdy, je-li u některých pacientů vyšetřována pouze horní část břicha, zatímco u jiných břicho včetně pánve. Tento rozdíl pak samozřejmě nebude zjistitelný při analýze CTDI_vol, ale až při analýze hodnot DLP.

Další rozdíl v dávkách a odlehlost některých hodnot může být způsobena odlišnou velikostí referenčního fantomu, ke kterému je hodnota CTDI_vol vztažena (malý fantom o průměru 16 cm nebo velký o průměru 32 cm). Vyšetřovací protokol na jednom CT skeneru je vztažen k malému fantomu, na jiném skeneru k velkému fantomu. Typicky se to stává u pediatrických protokolů a u protokolů na vyšetření krku. Výsledkem takového porovnání pak může být to, že některý vyšetřovací protokol, případně CT skener, používá podstatně vyšší hodnoty CTDI_vol než jiný CT skener, ačkoliv to v reálu nemusí být pravda.

Dalším důvodem, proč se mohou vyskytovat odlehlé hodnoty i v rámci jednoho vyšetřovacího protokolu na jednom CT skeneru i po korekci na velikost pacienta, tj. při použití hodnot SSDE, je špatná centrace pacienta. Takže i toto je jeden z faktorů, který ovlivňuje výslednou dávku pacientovi, jak jsme si řekli už v předešlém příspěvku.

Software pro sledování dávek je velmi užitečným nástrojem pro optimalizaci, ale vyžaduje relativně hodně práce při přípravě vyšetřovacích protokolů, aby analýza dat skutečně byla užitečná, tj. abychom nesrovnávali dávkové hodnoty pro naprosto odlišné indikace.

V případě postupně probíhající optimalizace na základě kvality obrazu nám může takový software ukázat, jak probíhá postupné snížení dávek pro jednotlivé vyšetřovací protokoly, jak je uvedeno na obr. 1.

Obr. 1: Porovnání DLP hodnot v čase pro různé vyšetřovací protokoly

Použitá literatura
Parakh A, Kortesniemi M, Schindera T. CT radiation dose management: A comprehensive optimization proces for improving patient safety. Radiology 2016; 280(3): 663-673.

Optimalizace na CT (6)

V tomto pokračování příspěvků o optimalizaci na CT se podíváme blíže na CT vyšetření u pediatrických pacientů. Jak je již známo, děti a mladiství jsou citlivější na ozáření a také mají delší očekávanou dobu života před sebou, tedy i delší dobu, po kterou se mohou projevit účinky ozáření. U pediatrické populace je navíc velkým úskalím i stavba těla z hlediska zastoupení tuku, svalů a kostí, a navíc je stavba těla různá v závislosti na věku dítěte. Takže dítě není jen malý dospělí, ale liší se i stavbou těla. Proto jsou v některých centrech vyšetřovací CT protokoly nastaveny v závislosti na věku a velikosti dítěte. Nicméně nastavení různých protokolů může být pro některá centra velmi obtížné, protože neexistuje žádná standardizace. Jak ukázala studie [1], do které se zapojilo 40 zemí, tak více než polovina pracovišť spoléhá na protokoly přednastavené výrobcem. Standardně se jedná o protokoly nastavené v závislosti na věku, avšak nezohledňují konkrétní velikost dítěte.

Již se začaly objevovat studie, které provádějí optimalizaci vyšetřovacích CT protokolů nejen v závislosti na věku, ale i na velikosti dítěte, v některých případech dokonce i na stavu dítěte. Díky tomuto přístupu je pak možné získat CT obrazy dostatečné kvality za nízkých dávek záření. Optimalizace pediatrických vyšetřovacích CT protokolů by měla probíhat ve spolupráci radiologů, radiologických asistentů a taktéž radiologických fyziků. [2]

Prvním pravidlem umožňujícím na CT snížení dávek u dětí je použití nižší hodnoty napětí. Tím dojde k významnému zlepšení kontrastu, sice za cenu vyššího šumu, avšak kvalita obrazu vyjádřená poměrem kontrastu a šumu odpovídá požadované hodnotě. V případě, že je v CT obraze příliš mnoho šumu, doporučuje se zvednout hodnotu anodového proudu, resp. požadovanou kvalitu obrazu odpovídajícím parametrem (ref. mAs, index šumu atd.). U nativních CT vyšetření, např. u CT vyšetření plic nebo kostí, je možné použít napětí i 60 kV, avšak u vyšetření s použitím kontrastní látky nemusí být tak nízké napětí vhodné, protože dochází k velkému tvrdnutí rtg svazku a v obraze mohou vznikat četné artefakty. Nižší hodnota napětí by měla být volena primárně použitím nástroje pro automatickou volbu napětí a současně by měla využívat automatickou modulaci proudu (ATCM) [2]. Studie [3] ukázala, že automatická volba napětí umožnila snížení dávek u CT vyšetření hrudníku a břicha pediatrické populace o 27 %, přičemž ke snížení vedlo použití nižší hodnoty napětí u 94 % vyšetřovaných dětí. Použití nižšího napětí však nemusí být vhodné u CT vyšetření mozku, protože lebka může vytvářet artefakty.

Dalším pravidlem u CT vyšetření dětí by mělo být použití iterativní rekonstrukce, která vede ke snížení dávky, protože pro stejnou kvalitu CT obrazu jako s použitím filtrované zpětné projekce je s použitím iterativní rekonstrukce požadovaná nižší dávka, v některých případech je pokles dávky i 50 %.

V některých případech by mohly k optimalizaci vyšetřovacích CT protokolů v pediatrii pomoct diagnostické referenční úrovně (DRÚ), i když nejsou obecně vhodným nástrojem zaručujícím optimalizaci, avšak většinou jsou DRÚ stanoveny ve veličině CTDI_vol a DLP pro určitá věková rozmezí bez ohledu na velikost pacienta a klinickou indikaci. Pak konkrétně hodnota CTDI_vol nedává příliš smysl.

U pediatrických CT protokolů by měl být pro tělo standardně používán malý bow-tie filtr a současně je vhodné, stejně jako u dospělých pacientů, správně centrovat děti v gantry CT skeneru.

U lokalizačního skenu je vhodné použít geometrii s rentgenkou pod stolem, čímž dojde ke snížení dávky na oční čočku a prsní tkáň. Současně délka lokalizačního skenu by měla být nejkratší možná, ale současně dostatečně dlouhá, aby byla zachycena celá anatomická oblast, která se bude vyšetřovat. A taktéž délka vyšetřované oblasti by měla být co nejkratší, ale současně dostatečně dlouhá, aby CT vyšetření poskytlo potřebnou informaci.

Doba trvání skenu by měla být co nejkratší, abychom zabránily pohybovým artefaktům, avšak u CT vyšetření s použitím kontrastní látky je potřeba dbát na to, aby sken nepředběhl kontrastní látku, tedy aby sken neproběhl před tím, než se nasytí potřebné cévy a orgány kontrastní látkou.

V neposlední řadě je potřeba klást důraz na počet provedených fází, čím méně, tím je dávka samozřejmě nižší.

V dřívějších dobách nepříznivě ovlivňoval dávku pacientů i overranging, avšak použitím adaptivní kolimace, případně pre-kolimace, je efekt minimalizován.

Použitá literatura
[1] Vassileva J, Rehani MM, Applegate K, et al. IAEA survey of paediatric computed tomography practice in 40 countries in Asia, Europe, Latin America and Africa: procedures and protocols. Eur Radiol 2013; 23(3): 623-631.
[2] Al Mahrooqi KMS, Ng CKC, Sun Z. Pediatric computed tomography dose optimization strategies: A literature review. Journal of Medical Imaging and Radiation Sciences 2015: 46: 241-249.
[3] Siegel MJ, Hildebolt C, Bradley D. Effects of automated kilovoltage selection technology on contrast-enhanced pediatric CT and CT angiography. Radiology 2013; 289(2): 538-547.

Optimalizace na CT (5)

Mezi další součásti zobrazovacího řetězce na CT, které by měly být optimalizovány, patří bezesporu rekonstrukce výsledného obrazu. Konvenční filtry na redukci šumu sice redukují šum, ale současně redukují prostorové rozlišení a kontrast obrazu. Se zavedením iterativní rekonstrukce je možné redukovat šum a současně zachovat kontrast obrazu i prostorové rozlišení. To v praxi umožňuje zlepšit kvalitu obrazu, aniž by došlo ke zvýšení dávky, nebo zachovat kvalitu obrazu při nižší dávce.

Iterativní rekonstrukce se dělí na statistické iterativní rekonstrukce a „úplné“ iterativní rekonstrukce. Mezi statistické iterativní rekonstrukce patří např. ASIR (GE), SAFIRE (Siemens) a iDose (Philips), mezi „úplné“ iterativní rekonstrukce patří např. MBIR (GE) a FIRST (Canon). U této rekonstrukce je ve srovnání se statistickými iterativními rekonstrukcemi navíc modelována optika CT systému. Více si o iterativních rekonstrukcích řekneme v jiném článku.

Výsledná kvalita CT obrazu samozřejmě závisí na konkrétní použité iterativní rekonstrukci a také na „síle“ nebo intenzitě iterativní rekonstrukce. Většinou se síla volí v krocích, např. síla 1 až 5 u SAFIRE nebo 1 až 7 u iDose, nebo v procentech u ASIR. Ukázka iterativní rekonstrukce ASIR s různou sílou je uvedena na obr. 1, pro porovnání je zde uveden také obraz rekonstruovaný filtrovanou zpětnou projekcí (samozřejmostí je stejná dávka pro všechny čtyři obrazy, protože všechny rekonstrukce jsou provedeny na stejných hrubých (raw) datech).

Obr. 1: CT obrazy rekonstruované filtrovanou zpětnou projekcí (nahoře vlevo) a ASIR rekonstrukcí se sílou 30 % (nahoře vpravo), 70 % (dole vlevo) a 100 % (dole vpravo) [1]

Použití iterativní rekonstrukce umožňuje snížení dávek o 30-40 % ve srovnání s filtrovanou zpětnou projekcí. Pro porovnání kvality je na obr. 2 vlevo CT obraz s použitím filtrované zpětné projekce, vpravo je obraz s použitím iterativní rekonstrukce ASIR, ale obrazy se od sebe významně liší dávkou, zde vyjádřenou pomocí CTDI_vol.

Obr. 2: Ukázka CT obrazu s použitím filtrované zpětné projekce (vlevo, CTDI_vol 21,3 mGy) a s použitím iterativní rekonstrukce ASIR (vpravo, CTDI_vol 12,3 mGy) [1]

Z obr. 2 je tedy zřejmé, že iterativní rekonstrukce skutečně umožňuje získat obraz srovnatelné kvality s podstatně nižšími dávkami. Další ukázka různých typů rekonstrukcí je uvedena na obr. 3. Zde je porovnání filtrované zpětné projekce, statistické iterativní rekonstrukce a „plné“ iterativní rekonstrukce. Vhodné je zaměřit se na viditelnost lézí ve slezině znázorněnýcn na obr. 3 dole vpravo bílými šipkami.

Obr. 3: CT obraz rekonstruovaný filtrovanou zpětnou projekcí (nahoře vlevo), ASIR rekonstrukcí se sílou 50 % (nahoře vpravo), ASIR rekonstrukcí se sílou 100 % (dole vlevo) a MBIR rekonstrukcí (dole vpravo) [1]

Jednoznačně se dá z obr. 3 říct, že vzhled CT obrazů rekonstruovaných iterativní rekonstrukcí je jiný, což byla zpočátku používání iterativní rekonstrukce i slova většiny radiologů. Iterativní rekonstrukce mění spektrum šumu obrazů, proto je máme i „jiný“ dojem z obrazu.

Nakonec ještě jedno porovnání na obr. 4 a to obrazy od stejného pacienta, ale získané s různými dávkami a rekonstruované různými rekonstrukcemi. Popis obrazů je v popisu obr. 4. Zde je dobré se soustředit na viditelnost ledvinového kamene, kdy s vyšší dávkou (obrazy nahoře) je při použití ASIR i MBIR rekonstrukce kámen dobře viditelný, zatímco při nižší dávce (obrazy dole) už není s ASIR rekonstrukcí (dole vlevo) kámen jednoznačně viditelný. Zde je tedy vidět, že i samotná dávka ovlivňuje diagnostickou výtěžnost.

Obr. 4: CT obrazy pořízené s CTDI_vol = 3,57 mGy a zrekonstruované ASIR rekonstrukcí (nahoře vlevo) a MBIR rekonstrukcí (nahoře vpravo) a obrazy pořízené s dávkou CTDI_vol = 0,9 mGy zrekonstruované ASIR rekonstrukcí (dole vlevo) a MBIR rekonstrukcí (dole vpravo) [1]

V dnešní době již mají všechny nové CT skenery možnosti iterativní rekonstrukce, ale samozřejmě platí, že čím novější CT skener, tím kvalitnější jsou i výsledné obrazy. U nejmodernějších CT skenerů je iterativní rekonstrukce již pevnou součástí zobrazovacího řetězce, navíc se k tomu v dnešní době přidává i rekonstrukce s použitím umělé inteligence.

Při optimalizaci je potřeba zvolit po dohodě s radiology takovou iterativní rekonstrukci a její sílu, aby byly CT obrazy pro radiology stále dostatečně „důvěryhodné“, takže to není část, která by se dala optimalizovat jednoduše např. při měření na fantomech, ale vyžaduje více času a hlavně spolupráci radiologů.

Použitá literatura
[1] Kaza RK, Platt JF, Goodsitt MM, et al. Emerging techniques for dose optimization in abdominal CT. RadioGraphics 2014; 34: 4-17.

Optimalizace na CT (4)

V tomto článku budeme pokračovat v tom, jak souvisí kvalita CT obrazu i s habitem pacienta.

I když máme přednastavenou kvalitu obrazu pomocí indexu šumu, případně referenční kvality obrazu (více v článku „Optimalizace na CT (3)„), tedy získáváme obrazy stejné kvality, není tato kvalita obrazu vnímána u všech pacientů stejně. Příklad je uvedený na obr. 1.

Obr. 1: Axiální CT řezy o stejné tloušťce a stejném indexu šumu 30 pro menšího (vlevo) a většího (vpravo) pacienta [1]

Dva axiální CT řezy na obr. 1 mají stejnou tloušťku řezu, stejný index šumu 30 (tomu odpovídá směrodatná odchylka 16,5 HU v obou obrazech), ale obraz vpravo je vnímán jako kvalitnější. Je to díky přítomnosti intraabdominálnímu tuku. Tuk přítomný u objemnějších pacientů okolo vnitřních orgánů zvyšuje inherentní kontrast, a tím je pro nás i horší kvalita akceptovatelná, na rozdíl od menších pacientů. Z toho vyplývá, že subjektivní kvalita obrazu roste s rostoucím rozměrem pacienta. Avšak platí to pouze do určité míry, jakmile je pacient příliš obézní, kvalita obrazu je opět špatná. Proto i když máme nastavenou určitou kvalitu obrazu, např. pomocí indexu šumu pro pacienty všech velikostí, a akvizice dat probíhá samozřejmě s použitím ATCM, nemusí být všechny získané obrazy ideální kvality. Jako řešení se doporučuje zvýšit kvalitu obrazu (zvýšením ref. mAs nebo snížením indexu šumu) u malých pacientů, tedy mít např. připravené dva až tři vyšetřovací protokoly – pro malé, střední a velké nebo obézní pacienty. Dalším řešením je omezit minimální množství mA, aby hodnota ani u malých pacientů neklesla pod určitou hodnotu. A u velkých nebo obézních pacientů se doporučuje kvalitu obrazu o něco snížit změnou ref. mAs nebo indexu šumu.

Dále je potřeba optimalizovat vyšetřovací protokoly i podle indikace. Existují indikace, u kterých je potřeba vysoká kvalita obrazu, typicky se jedá o hodnocení měkkých tkání, např. při vyšetření jater při podezření na hepatocelulární karcinom, kdy se jedná o hledání nízkokontrastních lézí. Proto je potřeba mít nízký šum, což vyžaduje vyšší dávku záření. Na druhou stranu jsou i indikace, u kterých je postačující horší kvalita obrazu, např. hledání ledvinových kamenů, které jsou obecně vysokokontrastní, lze je tedy najít i v obraze s vyšším šumem. Vyšší šum je akceptovatelný také u CT angiografie, při které se zobrazuje cévní řečiště s použitím kontrastní látky. Opět se tedy jedná o vysokokontrastní zobrazení, nižší kvalita obrazu je akceptovatelná.

V neposlední řadě je u CT optimalizace potřeba zmínit správnou centraci pacienta. O tomto tématu jsem již psala, např. v příspěvku „Vliv centrace pacienta na dávku při CT zobrazení„. Samozřejmě nejde pouze o vliv na dávku, ale i o vliv na kvalitu obrazu.

Kvalitu obrazu lze ovlivnit také volbou napětí. Pro zobrazení měkkých tkání se ideálně volí napětí 120 kV, ale při vysokokontrastních zobrazeních, např. právě CT angiografii, se doporučuje použít klidně nižší hodnotu napětí, např. 80 nebo 100 kV, čímž významně vzroste kontrast obrazu. Je to díky tomu, že při nižší hodnotě napětí se rtg spektrum posune ke K-hraně jódu, a tím vzroste kontrast obrazu. S nižší hodnotou napětí je spojen vyšší šum, avšak ten se stává s lepším kontrastem akceptovatelnější. Ukázka CT obrazů pořízených s nižším a vyšším napětím je na obr. 2. Všimněte si, jak se liší viditelnost stěny střeva (vyznačeno šipkami), při nižším napětí je stěna střeva lépe diferencovatelná.

Obr. 2: Axiální CT řezy pořízené při 80 kV (vlevo) a při 120 kV (vpravo) u pacienta s Crohnovou nemocí  [1]

Nižší hodnotu napětí je vhodné volit u středních a malých pacientů, nikoliv u větších a obéznějších pacientů. U nich vede použití nižšího napětí k horší kvalitě obrazu, rtg svazek neprojde pacientem v dostatečné míře (penetrace rtg svazku je malá), obraz pak má hodně šumu a nemusí být u všech pacientů použitelný pro diagnostické účely. Nápomocná v těchto případech může být iterativní rekonstrukce. Pro těžce obézní pacienty se dokonce doporučuje zvýšit napětí ze 120 kV na 140 kV, případně až 150 kV.

Použitá literatura
[1] Kaza RK, Platt JF, Goodsitt MM, et al. Emerging techniques for dose optimization in abdominal CT. RadioGraphics 2014; 34: 4-17.

Optimalizace na CT (3)

Jak bylo uvedeno již v předešlých příspěvcích (Optimalizace na CT (1) a Optimalizace na CT (2)), optimalizace na CT zahrnuje několik faktorů a není to pouze o překročení či nepřekročení diagnostických referenčních úrovních. V dnešním příspěvku si řekneme více o referenční kvalitě obrazu. O té už bylo ve zkratce také něco řečeno v příspěvku Kvalita obrazu na CT.

Moderní CT skenery využívají při skenování automatickou modulaci proudu (Automatic Tube Current Modulation, ATCM) a některé také automatickou volbu napětí. ATCM moduluje dávkový příkon v dlouhé ose pacienta (podélná ATCM) a v axiální rovině pacienta (úhlová ATCM). Avšak základem pro získání dostatečné kvality obrazu na CT je přednastavení požadované kvality obrazu, např. pomocí ref. mAs nebo parametru index šumu. Toto přednastavení probíhá u CT různých výrobců odlišně.

Nejprve si zaveďme onu požadovanou kvalitu obrazu na CT, říkejme tomu „referenční kvalita obrazu“. Referenční kvalita obrazu definuje požadovanou kvalitu obrazu u referenčního pacienta, kterým je dospělý člověk o hmotnosti 80 kg, v pediatrii dítě o hmotnosti 20 kg. CT skener se pak snaží u každého pacienta, i když je odlišný od referenčního pacienta, volit takové expoziční parametry (především hodnotu proudu rentgenky (mA)), aby výsledná kvalita obrazu pro každého pacienta byla stejná nebo co nejvíce podobná oné požadované referenční kvalitě obrazu (definované pro referenčního pacienta). A to bez ohledu na to, jestli jde o pacienta o hmotnosti 50 kg nebo 150 kg. Volba expozičních parametrů probíhá na základě velikosti pacienta a profilu zeslabení, tedy na základě jeho velikosti, tvaru a denzity, které jsou získány primárně z lokalizačního skenu.

Referenční kvalita obrazu by samozřejmě mohla být definována nějakým jiným způsobem, avšak kvantifikace kvality obrazu na skutečných pacientech je odlišná od definice pro různé testovací fantomy. Na těch by samozřejmě bylo možné pomocí různých objektů říct, jaké nízkokontrastní a vysokokontrastní rozlišení je požadováno, avšak u pacientů to možné není.

U CT skenerů značky Siemens se používá pro kvantifikaci kvality obrazu hodnota referenční mAs, zkrácene Ref. mAs. Referenční kvalita obrazu je definována na základě poměru kontrastu a šumu v referenčním pacientovi. Pro referenčního pacienta si CT skener stanoví, jaké parametry skenování musí zvolit pro získání obrazů různých kvalit, např. kvality 30 mAs, 60 mAs, 120 mAs. Tyto hodnoty však neodpovídají reálně použitým hodnotám mAs! Jedná se pouze o definici kvality obrazu. Je-li pak pro konkrétní vyšetřovací protokol požadována kvalita obrazu ref. 60 mAs, pak ať je vyšetřován jakýkoliv pacient, CT skener se vždy snaží v tomto protokolu získat takový obraz, aby odpovídal kvalitě 60 mAs. Čím vyšší je požadovaná referenční kvalita obrazu, tím vyšší je dávka pacientovi. Ale i tak je anodový proud stále modulován pomocí ATCM.

Uveďme si příklad: Mějme požadovanou kvalitu obrazu 60 mAs (definovanou pro referenčního pacienta o hmotnosti 80 kg, jak bylo uvedeno výše). Pro malého pacienta, např. o hmotnosti 50 kg, to znamená, že při samotném CT skenování bude použita průměrná hodnota nižší, např. 35 mAs, pro velkého pacienta, např. o hmotnosti 150 kg, bude při skenování použita průměrná hodnota např. 380 mAs. Ale v obou těchto případech bude kvalita získaného obrazu 60 mAs neboli na ovládací konzoli je nastaveno ref. 60 mAs. Takže zde vidíme, že ref. mAs neodpovídá reálně použité hodnotě mAs, ale skutečně tím definujeme onu požadovanou kvalitu obrazu.

Referenční kvalita obrazu definovaná pomocí ref. mAs je jedním ze způsobů definice kvality obrazu. Druhým způsobem je použití indexu šumu, kterou využívá např. výrobce Philips (konkrétně Noise Index) a Canon (Standard Deviation). Index šumu definuje, jak velký šum v obraze je akceptovatelný. CT skenery s definicí kvality obrazu pomocí indexu šumu se pak snaží modulovat anodový proud na základě lokalizačního skenu tak, aby výsledný obraz měl takovou míru šumu, jakou jsme definovaly pomocí indexu šumu. Čím vyšší je index šumu, tím více šumu je přítomno v obraze, a tím menší dávka je použita. Ukázka dvou CT obrazů s různým indexem šumu je na obr. 1 (soustřeďte se na kontrast a šum v obrazech).

Obr. 1: CT obraz s indexem šumu 35 vlevo (CTDIvol 1,88 mGy) a s indexem šumu 22 vpravo (CTDIvol 4,67 mGy) [1]

Pro výpočet dávky a šumu může být použit následující vzorec, kde Dose_1 a Dose_2 jsou dávky potřebné pro obraz definovaný indexem šumu NI_1 a NI_2:

Z výše uvedeného vztahu vyplývá, že zdvojnásobením indexu šumu, tj. akceptací dvakrát vyšší hodnoty šumu, se sníží dávka pacientovi čtyřikrát. To platí za předpokladu, že nebude skenování omezeno maximální možnou hodnotou anodového proudu (mA).

Kvalita obrazu definovaná indexem šumu souvisí i s rekonstruovanou tloušťkou řezu. Je-li index šumu definovaný pro tloušťku řezu 5 mm, pak pro stejnou hodnotu šumu v řezu o tloušťce 2 mm bude dávka vyšší, pro stejnou hodnotu šumu v řezu o tloušťce 10 mm bude dávka nižší. Takže i samotná přednastavená tloušťka řezu ovlivňuje výslednou dávku pacientovi (tloušťka řezu nastavená prospektivně). Vztah mezi indexem šumu a rekonstruovanou tloušťkou řezu je následující:

kde t_1 a t_2 jsou dvě různé tloušťky rekonstruovaného řezu a NI_1 a NI_2 jsou obrazy s dvěma různými hodnotami šumu. Tedy pro již získaná data (retrospektivně provedené rekonstrukce) znamená větší rekonstruovaná tloušťka řezu menší index šumu. Ukázka dvou CT obrazů s různými rekonstruovanými tloušťkami řezu je na obr. 2.

Obr. 2: CT obrazy s indexem šumu 30 s rekonstruovanou tloušťkou 0,625 mm vlevo a s rekonstruovanou tloušťkou řezu 5 mm vpravo [1]

Použitá literatura
[1] Kaza RK, Platt JF, Goodsitt MM, et al. Emerging techniques for dose optimization in abdominal CT. RadioGraphics 2014; 34: 4-17.

Optimalizace na CT (2)

Optimalizace na CT zahrnuje mnoho faktorů a parametrů, které ovlivňují výslednou kvalitu, a tedy získanou diagnostickou informaci, i dávku pacientovi. Když začneme od začátku, tak je to lokalizační sken, jinak nazývaný topogram, scout, surview nebo scanogram. Věnujme se v tomto článku lokalizačnímu skenu.

Lokalizační sken může být pořízen jeden (v předozadní (AP) nebo zadopřední (PA) projekci nebo boční (LAT) projekci) nebo dva (AP nebo PA a LAT). V případě, že jsou pořízeny dva na sebe kolmé lokalizační skeny, je pak jednodušší pacienta správně vycentrovat, ale současně je pak vyšetření o něco delší a dávkově o něco více zatěžující. Lokalizační sken by měl správně zahrnovat celou oblast, která může být potenciálně skenována. Nejlépe by měl sahat o několik cm nad i pod skenovanou oblast. Avšak současně by měl být co nejkratší, abychom zbytečně nezatěžovali pacienta zářením. Nemělo by se stávat, že lokalizační sken bude kratší nebo umístěný mimo skenovanou oblast, tj. že pak plánování samotného CT skenu je provedeno naslepo, resp. automatická modulace proudu (ATCM) pak nemusí fungovat správně a taktéž nemusí být na provedeném CT skenu celá požadovaná oblast, např. může dojít k uříznutí plicních hrotů. Ukázka situace, kdy je pořízený lokalizační sken přiměřeně dlouhý i příliš krátký, je uvedena na obr. 1.

Obr. 1: Ukázka správného (vlevo) a špatného (vpravo) rozsahu lokalizačního skenu

U lokalizačního skenu je možné volit z několika projekcí, jak jsme si řekli výše. Je-li lokalizační sken u CT vyšetření v oblasti hrudníku proveden v PA projekci místo AP projekce, je tím šetřena dávka na prsní tkáň (až o 70 % [2]). Je-li lokalizační sken u CT vyšetření mozku proveden v PA projekci, je tím šetřena dávka na oční čočku. Avšak ne všechny CT skenery umožňují libovolné nastavení parametrů lokalizačního skenu.

Pro šetření dávky je možné provést lokalizační sken s použitím nižšího napětí (kV), případně s použitím nižší hodnoty proudu (mA). I když je pak lokalizační sken horší kvality, často je naprosto postačující pro naplánovaní rozsahu CT vyšetření [1], [2], [3], viz obr. 2.

Obr. 2: Lokalizační sken na fantomu při expozičních parametrech 120 kV, 35 mA (vlevo nahoře) a při 80 kV a 20 mA (vpravo nahoře) a ukázka ROI z obou lokalizačních skenů (dole) pro posouzení kvality lokalizačního skenu [3]

Další způsob, jak optimalizovat kvalitu lokalizačního skenu a také následného CT skenu, je správná centrace. O tom jsem již psala a stále je to potřeba opakovat, pacienti musí být správně vycentrovaní, jejich přibližný střed by měl ležet v izocentru CT skeneru. To znamená ani moc daleko od rentgenky (klesá dávka, ale zhoršuje se kvalita obrazu), ani moc blízko (dávka významně narůstá).

Dávky z lokalizačního skenu v závislosti na lokalizaci se pohybují v rozmezí 0,04-0,42 mSv a představují přibližně 4-5 % z celkové dávky pro klasická CT vyšetření, jak uvádí studie [1], avšak někdy je to pouze 0,25 %, jak uvádí studie [2]. Jedná-li se o nízkodávkové CT vyšetření, pak může lokalizační sken představovat i více než 30 % z celkové dávky, avšak v průměru je to 20 % [1], [2]. Závislost efektivní dávky z lokalizačního skenu na použité hodnotě proudu (mA), na použité hodnotě napětí (kV, na obr. označeno jako kVp) a na pohlaví (am = muži, af = ženy) je pro různé projekce lokalizačního skenu znázorněna na obr. 3 pro hrudník.

Obr. 3: Závislost efektivní dávky z lokalizačního skenu hrudníku na orientaci a napětí [3]

Z hodnot na obr. 3 je zřejmé, že čím nižší napětí při lokalizačním skenu, tím menší efektivní dávka. Proto se doporučuje, pokud to umožňuje daný CT skener, používat při lokalizačním skenu nižší napětí než standardně přednastavených 120 kV a taktéž nižší proud. V případě na obr. 2 došlo při použití nižšího napětí a nižších hodnot proudu k poklesu dávky o 70 %.

Použitá literatura
[1] Schmidt B, Saltybaeva N, Kolditz D, Kalender WA. Assessment of patient dose from CT localizer radiographs. Med Phys 2013; 40(8): 084301.
[2] Hoye J, Sharma S, Zhang Y, et al. Organ doses from CT localizer radiographs: Development, validation, and application of a Monte Carlo estimation technique. Med Phys 2019; 46(11): 5262-5272.
[3] Bohrer E, Schäfer S, Mäder U, et al. Optimizing radiation exposure for CT localizer radiographs. Med Phys 2017; 27(2): 145-158.

Optimalizace na CT (1)

V minulém článku jsme si řekli o tom, že samotné DRÚ, ať národní nebo místní, nejsou dostatečným nástrojem, jak zaručit optimalizaci různých vyšetření a to včetně CT vyšetření. Důvodů je několik a to zejména s ohledem na tom, jak jsou národní DRÚ stanoveny. Některé DRÚ jsou převzaty z jiných států (nemluvím nutně o našich českých národních DRÚ), jiné DRÚ jsou stanoveny pro určitou anatomickou oblast bez ohledu na indikaci (to už se týká našich českých národních DRÚ), často není ani uvedeno, pro kolik fází (nativní, arteriální, venózí…) jsou DRÚ stanoveny. Dále zde hraje roli také to, že národní DRÚ jsou stanoveny napříč různými technikami – staré vs. nové CT, protokol s a bez automatické modulace proudu, protokol s a bez použití iterativní rekonstrukce atd. Je jasné, že už z hlediska tolika různých použitých technik nemůže platit, že jakmile je naše místní DRÚ pod hodnotou národní DRÚ, tak jsou výkony optimalizované.

Optimalizace je systematické prozkoumání (posouzení) a případné upravení CT vyšetřovacích protokolů tak, aby výsledný obraz, ať už z hlediska kvality, radiační zátěže nebo provedených fází, poskytoval dostatečnou diagnostickou informaci pro danou indikaci za rozumně dosažitelných dávek záření, kontrastní látky (z důvodu možné kontrastem indukované nefropatie) a aby to nestálo příliš mnoho času, tedy aby bylo zajištěno určité workflow na pracovišti. Optimalizace není proces, který lze zvládnout za pár dnů, ale většinou to vyžaduje delší časový úsek, aby se dostalo na všechny protokoly. U některých protokolů může být provedena pouze mírná úprava, u jiných protokolů může jít o kompletní změnu.

Optimalizace by měla být provedena ve spolupráci radiologa, radiologického asistenta a radiologického fyzika. Radiolog je klinický expert na to, co by měl obraz obsahovat. Radiologický asistent na doporučení radiologického fyzika pak upraví technické parametry tak, aby daný CT skener byl schopný poskytnou požadovanou informaci.

A nyní přejděme přímo k optimalizaci. Jak začít s optimalizací? Prvním krokem by měla být konzultace s celým týmem radiologů a radiologických asistentů, zda si jsou vědomi toho, že by se u některých typů vyšetření často vyskytovaly problémy. Např. příliš mnoho pohybových artefaktů (že by bylo některé vyšetření tak dlouhé, že pacient nedokáže po celou dobu zadržet dech) nebo artefaktů způsobených tvrdnutím rtg svazku  (lze nějak předejít metal artefaktům při vyšetření pacientů s velkými kovovými objekty v těle nebo tyto artefakty lépe potlačit?), nebo soustavné upravování akvizičních (často hlavně expozičních) parametrů kvůli tomu, že rentgenka není schopná provést vyšetření s těmi přednastavenými parametry (týká se např. vyšetření obézních pacientů, kdy je doba rotace rentgenky příliš krátká a rentgenka nedokáže v každé projekci v tak krátkém čase vyprodukovat dostatek rtg fotonů), nebo jsou-li všechny rekonstruované obrazy dostatečné (různá tloušťka řezů, různé rekonstrukční kernely, různé okno zobrazení – WW, WL, atd.).

Jakmile je nějaký protokol upravený, je potřeba nejprve zkontrolovat několik prvních pacientů, u kterých byl nově optimalizovaný protokol použitý, jestli nejsou ve vyšetření nějaké základní nedostatky. V případě, že ne, pak je potřeba dát tomu delší dobu, aby se z nově provedených vyšetření dalo posoudit, jestli byla úprava protokolu celkově úspěšná. Někdy je možné upravit jeden protokol a použít ho pro více indikací, např. upravit protokol pro vyšetření koronárních tepen a aplikovat ho také při vyšetření pacientů s bypassem. V některých případech může být pro test kvality obrazu použit fantom, avšak z hlediska nepodobnosti většiny PMMA fantomů pacientům je použití relevantní pouze do určité míry.

Je-li kvalita obrazu dostatečná z pohledu radiologů, pak by se měla přenést pozornost na radiační zátěž pacientů. U dnešních CT, u kterých se využívá automatická modulace proudu (Automatic Tube Current Modulation, ATCM) již není potřeba definovat konkrétní hodnotu mAs, která by měla být použita, ale definuje se pouze požadovaná kvalita obrazu.

V příštím článku si řekneme více o konkrétních parametrech, které by měly být při optimalizaci zohledněny.

Použitá literatura
[1] ICRP. Annals of the ICRP. ICRP Publication 135. Diagnostic reference levels in medical imaging. 2017; 46 (1).
[2] Kofler JM, Cody DD, Morin RL. CT protocol review and optimization. J Am Coll Radiol 2014; 11: 267-270.

Diagnostická referenční úroveň jako nástroj optimalizace?

Jedním ze dvou základních pilířů radiační ochrany je princip optimalizace. Ten říká, že vyšetření s použitím ionizujícího záření má být provedeno tak, aby byla získána požadovaná diagnostická informace za co nejnižší dávky, která je rozumně dosažitelná. Není nutné získávat excelentní obrázky s použitím vysoké dávky, když neplyne z obrazu další přídavná informace ve srovnání se snímkem nižší, ale dostatečné kvality, při nižší použité dávce záření. Není vhodné tento princip měnit, ale často se tak děje, když je na některých marketingových prospektech uvedeno, že je snahou výrobců za každou cenu snižovat dávky pacientům.

Na lékařské ozáření, teda potenciálně na pacienty, se nevztahují limity, na rozdíl od pracovníků se zářením, pro které jsou limity zavedeny, stejně tak pro obyvatelstvo a učně. Kdyby byly pro pacienty zavedeny limity, mohlo by se v praxi stát, že lékař odmítne indikovat vyšetření právě z toho důvodu, aby nebyl u pacienta překročen limit. Takový postup může vést k poškození pacienta.

I když nejsou pro lékařské ozáření zavedeny limity, jsou lékařské expozice usměrňovány (samozřejmě, že nikdo nechce zbytečně moc ozařovat pacienty), a to pomocí tzv. diagnostických referenčních úrovní (DRÚ). DRÚ jsou úrovně dávek pro běžně prováděné typy vyšetření skupiny standardních pacientů pro obecně používané rtg systémy. DRÚ se nikdy nepoužívají pro jednotlivce, ale vždy pouze pro skupinu pacientů.

DRÚ existují na dvou úrovních – národní a místní. Národní DRÚ jsou stanoveny ve vyhlášce č. 422/2016. Místní DRÚ musí mít stanoveny každé zdravotnické zařízení provádějící lékařské ozáření pro každé běžně prováděné vyšetření nebo výkon v radiodiagnostice a intervenční radiologii.

Z porovnání dávek pro skupinu standardních pacientů se stanovenými místními DRÚ je potřeba odlišit ta vyšetření, u kterých dávka převyšuje stanovenou hodnotu, ale také ta vyšetření, u kterých je dávka extrémně nízká a dá se tedy předpokládat, že obraz nebude dostatečné kvality, čímž může být ohrožena dostatečná výtěžnost vyšetření. Převyšuje-li zjištěná hodnota dávek místní DRÚ, pak toto vyšetření velmi pravděpodobně není optimalizované, ale současně neznamená, že není-li DRÚ překročena, že vyšetření nutně je optimalizované.

DRÚ může být do jisté míry nástrojem pro optimalizaci, avšak samotné stanovení a dodržování DRÚ není jako optimalizace vyšetření dostatečné. Jak bylo zmíněno výše, optimalizace představuje získání dostatečné kvality obrazu při použití co nejnižší dávky, která je ještě rozumně dosažitelná. U některých vyšetření se může stát, že se v rámci optimalizace zjistí, že kvalita obrazu není dostatečná a musí tedy být zvýšena dávka, aby se zlepšila kvalita.

Vraťme se ještě k tvrzení v jednom z předešlých odstavců, že nepřekročení DRÚ neznamená, že je technika nutně optimalizovaná. V dokumentu ICRP Report 135 je doporučeno, aby tehdy, je-li místní DRÚ nižší než národní DRÚ, byl pro správnou optimalizaci vzat medián (50. percentil) národní distribuce hodnot, který bude porovnán s místní DRÚ. Je-li místní DRÚ nižší než medián národní distribuce, pak by se pracoviště v rámci optimalizace mělo zaměřit primárně na kvalitu obrazu než na dávky. Filozofie zde je taková, že jestliže dosáhlo pracoviště dostatečně nízkých dávek, pak hlavním cílem optimalizace není dávky dále snižovat, ale zajistit, že je kvalita obrazu dostatečná.

V příštím článku si řekneme ještě něco více o tom, jak dělat optimalizaci.

Použitá literatura
[1] IAEA Safety Standards. Radiation protection and safety of radiation sources: International Basic Safety Standards. General safety requirements Part 3. No. GSR Part 3. International Atomic Energy Agency 2014; Vienna.
[2] Sbírka zákonů České republiky č. 263/2016 – atomový zákon.
[3] Sbírka zákonů České republiky č. 422/2016 – vyhláška o radiační ochraně a zabezpečení radionuklidového zdroje.
[4] ICRP. Annals of the ICRP. ICRP Publication 135. Diagnostic reference levels in medical imaging. 2017; 46 (1).

Radiační zátež z rtg vyšetření pacientů se skoliózou

Idiopatická skolióza u adolescentů vyžaduje časté rtg vyšetření pro zjištění vývoje onemocnění. Při tomto vyšetření se vyšetřuje celý průběh páteře kombinací několika expozic, nejčastěji dvě až tři, jak je ukázáno na obr. 1.

Obr. 1: Kombinace ezpozic při vyšetření pacientů se skoliózou [1]

Vzhledem k tomu, že pacienti chodí na tato vyšetření opakovaně a navíc se jedná velmi často o děti a mladé lidi, je snahou u těchto vyšetření minimalizovat radiační zátěž pacientů. K redukci dávek je možné využít několika přístupů nebo nástrojů, např. použít vyšší přídavnou filtraci, použít PA projekci (vyšetřovaný pacient stojí zády k rentgence a obličejem k detektoru) místo AP projekce a také použít ochranné stínění prsní tkáně nebo gonád. U stínění gonád se může vyskytnout problém při použití expoziční automatiky, o kterém bylo více napsáno v jednom z předešlých článků. V případě skládání několika expozic je pak možné pro redukci dávky použít co nejmenší overlap (překrytí) exponovaných oblastí.

Studiem radiační zátěže pacientů při rtg vyšetření se zabývalo několik studií. Autoři Hwang et al. [1] se zabývali tím, jak velký je overlap mezi jednotlivými expozicemi při různé délce vyšetřovaného objemu a také stanovením radiační zátěže při měření na antropomorfním fantomu představujícím 10leté dítě o výšce 140 cm a byl použit skiagrafický systém RADspeed Safire (Shimadzu). Ukázka překrytí pro různé délky vyšetřované oblasti (Radiographic Length, RL) je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: Barevně je znázorněna délka overlapu pro RL 60 cm (a), pro RL 74 cm (b), pro RL 75 cm (c) a pro RL 100 cm

Z obr. 2 je zřejmé, že u tří skládaných expozic je překryv největší, v jedné části se dokonce překrývají všechny tři expozice (modrý úsek na obr. 2 (c)). Z délky overlapů a RL autoři graficky znázornili závislost (šedá křivka na obr. 3, popis osy Y vpravo) a stanovili také závislost efektivní dávky na RL a potenciálně overlapu (černé tečky na obr. 3, popis osy Y vlevo). Z této závislosti vyplývá, že největší overlap je u RL 75-80 cm, kdy se kombinovaná pole překrývají i více než 40 cm. Takovéto expozici s velkými překryvy odpovídá efektivní dávka 0,30 mSv. Je-li překryv menší, je menší i efektivní dávka. Nejnižší zjištěná efektivní dávka byla 0,19 mSv.

Obr. 3: Závislost efektivní dávky a překryvu na RL [1]

Při vyšetřeních páteře v celé její délce obdrží určitou dávku záření i některé radiosenzitivní orgány – štítná žláza, prsní tkáň, plíce, žaludek a tlusté střevo. Největší ekvivalentní dávku obdrží prsní tkáň (autoři provedli studii v AP projekci) a pohybuje se v rozmezí 0,35-0,85 mSv. Prsní tkáň dívek je proto při těchto vyšetřeních tím hlavním orgánem, u kterého bychom se měli zabývat redukcí dávky kvůli její radiosenzitivitě. Proto se doporučuje provádět rtg vyšetření v PA projekci, je-li to možné. Může to být problém u menších dětí.

Ovaria dívek obdrží velmi nízké dávky, pouze okolo 0,20 mSv. Varlata u chlapců obdrží větší dávky, pohybují se v rozsahu 0,40-0,75 mSv. Avšak obecně již gonády nepatří mezi tak významně radiosenzitivní orgány, jak bylo popsáno v již zmiňovaném článku.

Jiná studie [2] uvádí, že efektivní dávky se při těchto vyšetřeních pohybují v rozmezí 0,03-0,47 mSv v závislosti na pracovišti, projekci a věku pacienta.

Jiný přístup pro získání rtg obrazů páteře popsali autoři studie [3]. V této studii byl také použit antropomorfní fantom, avšak bylo testováno zobrazení pomocí optimalizovaného lokalizačního skenu na CT, dále také použití klasického skiagrafického systému DigitalDiagnost (Philips) a EOS systému. Vzhledem k tomu, že je CT dostupné na mnoha pracovištích, zatímco rtg systém pro skládání obrazů pouze v omezené míře, jeví se použití optimalizovaného CT lokalizačního skenu jako možné. Autoři testovali různá nastavení projekcí (AP, PA, LAT), napětí a proudu, případně elektrického množství. Ve všech simulovaných případech použití EOS znamenalo nejmenší orgánové dávky, potenciálně tedy i výslednou efektivní dávku, která však v této studii nebyla stanovena. V případě, kdy není k dispozici EOS systém, se jeví jako vhodné z hlediska dávkové zátěže pacientů použití optimalizovaného CT lokalizačního skenu.

Použitá literatura
[1] Hwang YS, Lai PL, Tsai HY, Kung AC, Lin YY, He RJ, Wu CT. Radiation dose for pediatric scoliosis patients undergoing whole spine radiography: Effect of the radiographic length in an auto-stitching digital radiography system. European Journal of Radiology 2018; 108: 99-106.
[2] Gialousis G, Yiakoumakis EN, Makri TK, Papadoupoulou D, Karlatira M, Karaiskos P, et al. Comparison of dose from radiological examination for scoliosis in children among two pediatric hospitals by Monte Carlo simulation. Health Physics 2008; 94: 471-478.
[3] Alrehily F, Hogg P, Twiste M, Johansen S, Tootell A. Scoliosis imaging: An analysis of radiation risk in the CT scan projection radiograph and a comparison with projection radiography and EOS. Radiography 2019; 25(3): e68-e74.

Jak se mění dávka pacientovi se změnou expozičních parametrů?

V tomto článku si zopakujeme něco z teorie o tom, jak se mění dávka pacientovi a kvalita obrazu s měnícími se expozičními.

Mezi základní expoziční parametry patří napětí (kV), anodový proud (mA), expoziční čas (ms), elektrické množství (součin proudu a času, mAs), přídavná filtrace (mm Cu) a velikost ohniska. Předpokládejme, že máme skiagrafický systém bez expoziční automatiky (správně nazývané Automatic Exposure Control, AEC) a budeme měnit různé parametry.

Zvýšení napětí z hodnoty kV(1) na kV(2)
S vyšší hodnotou napětí roste produkce fotonů na anodě, tj. v rtg svazku máme více fotonů, které poté reagují v pacientovi. Závislost je kvadratická, tj. množství vznikajících fotonů narůstá s druhou mocninou napětí. Máme-li při napětí kV(1) = 60 kV relativní počet fotonů 1, pak při napětí kV(2) = 70 kV je relativní množství 70^2/60^2 = 1,36; tedy vzroste mi produkce fotonů o 36 %. Proto se s vyšším napětím doporučuje snížit hodnotu mAs.

Se změnou napětí se nemění pouze množství vznikajících rtg fotonů, které interagují s pacientem, ale také prostupnost rtg svazku pacientem, tedy množství rtg fotonů dopadajících na receptor obrazu. Zde je závislost s pátou mocninou neboli zvýšení napětí o 15 % nám zvýší dávku na detektoru dvojnásobně. Konkrétně pro kV(1) = 60 kV, kV(2) = kV(1)*1,15 = 69 kV. 69^5/60^5 = 2. Zvláště pak u obézních pacientů je spousta rtg fotonů nízkých energií pohlcena v pacientovi, tedy vůbec nepřispívají k tvorbě obrazu. Proto se u obézních pacientů doporučuje použít vyšší hodnotu napětí.

U dříve používaných receptorů film-fólie platilo, že s vyšším napětím se zhoršuje kontrast obrazu. Vyšší napětí znamená menší zastoupení fotoefektu (zlepšuje kontrast obrazu), vyšší zastoupení Comptonova rozptylu (zhoršuje kontrast obrazu), avšak v dnešní době digitálních technologií nemusí být tato změna viditelná díky dobrému postprocessingu.

Zvýšení anodového proudu z mA(1) na mA(2)
Závislost dávky pacienta na hodnotě anodového proudu je lineární, tj. zdvojnásobím-li anodový proud, zvýší se také dávka pacientovi dvakrát.

Co se týká kvality obrazu, tak s dvojnásobnou hodnotou mA neboli s dvojnásobnou dávkou se mi sníží relativní šum (ale opatrně, absolutní šum vzroste, stanoví se jako druhá odmocnina z počtu interagujících fotonů). Relativní šum lze vyjádřit veličinou signal-to-noise ratio (SNR), pro který platí: SNR = počet fotonů/√(počet fotonů) = √(počet fotonů). Mám-li počet dvojnásobný, pak se SNR zlepší o 41 %.

Zvýšení doby expozice z t(1) na t(2)
Závislost dávky pacienta na expozičním času je lineární, tj. zdvojnásobím-li dobu expozice, zvýší se také dávka pacientovi dvakrát. Pro kvalitu obrazu platí totéž, co platilo pro kvalitu obrazu při změně anodového proudu (viz předešlý odstavec).

Zvýšení přídavné filtrace
S vyšší přídavnou filtrací dochází k odfiltrování rtg fotonů ze spektra, nízkoenergetické fotony jsou filtrovány více, nebavíme-li se o mamografii. Použití vyšší přídavné filtrace tedy vede k tvrdnutí rtg svazku, svazek se stává pronikavější, má vyšší střední energii, a proto klesá kontrast v obraze. Současně je však pro dostatečnou dávku na detektoru nutné zvýšit produkci rtg fotonů, což klade větší nároky na generátor a rentgenku.

Přídavnou filtrací je myšlena ta filtrace, která se vkládá do rtg svazku až za základní filtraci (evakuovaná baňka rentgenky, olej….). Vkládat přídavnou filtraci do rtg svazku se doporučuje při rtg vyšetření srdce + plíce, protože je zde dostatečný inherentní kontrast (vlastní kontrast tkání), takže snížením kontrastu obrazu kvůli filtraci stále dostáváme obraz dostatečné kvality.

Zvětšení velikosti ohniska
Použitím většího ohniska je možné i při nižším napětí získat větší počet rtg fotonů, aniž by došlo k poškození rentgenky. Nevýhodou většího ohniska je větší polostín, tedy geometrická neostrost. Avšak u obéznějších pacientů není velikost ohniska tím hlavním parametrem, který zhoršuje kvalitu obrazu.

Použitá literatura
https://radiopaedia.org/articles/kilovoltage-peak

Ponechání podprsenky u CT vyšetření bariatrických pacientek?

V nedávné době proběhla v odborné obci diskuze na téma, jestli ponechávat obézním (bariatrickým) pacientkám podprsenku u CT vyšetření hrudníku, aby průřez hrudníku byl kompaktnější a způsoboval tak méně artefaktů (ideálně by měl být průřez kruhový).

U obézních pacientek dochází často k tomu, že distribuce tkáně v axiálním řezu hrudníku je velmi nehomogenní, spíše oválného tvaru a některé oblasti jsou mimo akviziční oblast, viz obr. 1 a), b), zelenou čarou je znázorněno akviziční pole. V těchto případech jakýkoliv objekt mimo akviziční pole způsobuje artefakty v obraze a týká se to právě zejména obézních pacientů. V případě, že by se pacientce doporučilo, aby si ponechala podprsenku, stává se tak kompaktnější, axiální řez hrudníkem je homogennější a tvarově se více podobá kruhu, viz obr. 1 c), d). Nepříznivým efektem zde mohou být artefakty způsobené kovovými kosticemi podprsenky, avšak artefakty leží v blízkosti samotných kostic, tedy v oblasti tuku pacientek, viz obr. 2, takže by nedošlo k ovlivnění kvality obrazu v oblasti zájmu.

Obr. 1: Bariatrická pacientka s podprsenkou a bez ní a vliv na kompaktnost prozařovaného objemu

Obr. 2: Lokalizační skeny (a), (b) a artefakty od kostic (c)

Vzhledem k tomu, že se v případě kostice jedná o kovový materiál přítomný v oblasti zájmu, by se mohlo stát, že použitím automatické modulace proudu ATCM dojde ke zvýšení proudu, a tedy ke zvýšení dávky pacientkám. Nicméně zeslabení způsobené kosticemi je tak malé ve srovnání se zeslabením pacientky, že vliv na výslednou dávku je zanedbatelný.

Závěrem lze říct, že u obézních pacientek se u CT skenu hrudníku doporučuje ponechat podprsenku, aby se zkompaktnil prozařovaný objem a předešlo se tak artefaktům způsobeným objekty mimo akviziční oblast. U hubenějších pacientek, které se vejdou do oblasti akvizičního pole, se doporučuje podprsenku před vyšetřením vysvléct.

Obrázky v tomto příspěvku pocházejí od T. Szczykutowicze a jsou z internetové diskuze, proto se omlouvám za sníženou kvalitu.

Poznámka: Jedná se pouze o závěr jedné diskuze odborníků, nikoliv však o nějaké české doporučení. Je to jedna z možností, jak lze zlepšit kvalitu obrazu na CT u obézních pacientek.

Výukové weby pro radiologickou fyziku v radiodiagnostice

Pro lepší pochopení některých věcí v radiodiagnostice není někdy od věci najít si další informace na webu. V tomto článku bych ráda uvedla přehled webů, které mi přijdou užitečné. Samozřejmě těch webů existuje mnohem víc, takže se jedná jen o souhrn těch, dle mého, nejužitečnějších. Současně lze pro lepší pochopení sáhnout i po některých doporučeních, více na mém webu pod odkazem VZDĚLÁVÁNÍ/DOPORUČENÍ V RADIODIAGNOSTICE.

Jedním z webů jsou stránky Perryho Sprawlse http://www.sprawls.org/. Ze seznamu si zvolíte preferované téma, ke kterému pak jsou k dispozici velmi šikovné přednášky ve formě .ppt nebo lze zvolené téma studovat v online modulu http://www.sprawls.org/resources/.

Obr. 1: www.sprawls.org

Další výukovou stránkou je web http://xrayphysics.com/. Těch vysvětlených témat není tolik, ale jsou zde různé simulace, takže si člověk může i některé věci vyzkoušet.

Obr. 2: www.xrayphysics.com

Přístup na výše dva zmíněné weby je zdarma. Dalším velmi užitečným webem je web American Association of Physicists in Medicine www.aapm.org. Zde je potřeba se nejprve přihlásit (po registraci), poté zvolit na horní liště „Education“ (viz obr. 3). Dále nám web nabídne více vzdělávacích zdrojů. Za nejužitečnější považuji „Virtual Library“ a „RSNA/AAPM Online Physics Modules“. Ve Virtual Library jsou přednášky (kamerový záznam a přednáška v .pdf) ze všech předchozích setkání AAPM, z jejich kongresů, letních a zimních škol… RSNA/AAPM Online Physics Modules jsou online přednášky na různá témata. Přijde mi však, že jde spíše o základní přednášky – rentgenka, interakce, detektory, základní modality, specifika modalit… Velmi užitečný web, avšak přístupný pouze po registraci, která bohužel není úplně jednoduchá.

Obr. 3: www.aapm.org

Dalším velmi užitečným webem je web European Society of Radiology www.myesr.org. Zde je více možností vzdělávání. První možností je použití elektronických posterů EPOS (viz obr. 4), ke kterému se dostanete tak, že na horní liště zvolíte „Education“ a poté „Online Education“. Elektronické postery mají formu krátkého článku a je možné vyhledávat v nich podle klíčových slov. Web obsahuje postery už od roku 2003.

Obr. 4: https://posterng.netkey.at/esr/viewing/index.php?module=viewing_frontpage

Další možností na tomto webu je sledování záznamů přednášek z European Congress of Radiology, který se koná každoročně na přelomu února a března ve Vídni. K záznamu přednášek se dostanete přes tento link pro rok 2019 (viz obr. 5), nebo tento link pro rok 2018. K záznamu přednášek z ostatních let se lze dostat přepsáním roku XXX v odkazu „https://ecronline.myesr.org/ecrXXXX/“ na 2017, 2016. Dřívější roky bohužel již nefungují.

Obr. 5: https://ecronline.myesr.org/ecr2019/

Vraťme se k záznamů přednášek z roku 2019. Po kliknutí na „ECR ON DEMAND“ se objeví přehled, ve kterém je možné vyhledávat pomocí klíčových slov nebo zakliknutím relevantních témat. Jen pro ukázku, zadala jsem výraz „TAVI“ a na obr. 6 je ukázka několika vyfiltrovaných přednášek, které se vztahují k TAVI.

Obr. 6: https://ecronline.myesr.org/ecr2019/index.php?p=recorded-lectures&t=recorded

Přednášky ECR jsou přístupné po registraci, která je méně pracná než registrace na AAPM a také mnohem levnější, cca 11 EURO za členství.

Dalším webem, kde lze naleznout vzdělávací přednášky, je web International Atomic Energy Agency (IAEA). Na webu jsou umístěny online moduly pro různé specializace – radiodiagnostika, radioterapie, nukleární medicína (viz obr. 7) a po rozkliknutí lze získat moduly pro konkrétní oblasti v rtg zobrazování (viz obr. 8). Pod každým dalším odkazem je pak uveden krátký přehled a doporučená literatura.

Obr. 7: https://humanhealth.iaea.org/HHW/MedicalPhysics/index.html

Obr. 8: https://humanhealth.iaea.org/HHW/MedicalPhysics/DiagnosticRadiology/index.html

Jako další velmi vhodný zdroj na webu IAEA je kniha „Diagnostic Radiology Physics: A Handbook for Teachers and Students„. Ke každé kapitole v této knize byla připravena přednáška, všechny jsou ke stažení zde. Dále jsou zde k dispozici i přednášky pro praktický trénink v různých oblastech, ve kterých se používá rtg záření, typicky např. intervenční kardiologie. Nicméně je potřeba vzít v úvahu, že některé z naposledy zmíněných přednášek jsou již staršího data.

V neposlední řadě lze užitečné informace najít také na wikipedii, kde existuje celá sekce s názvem „Basic Physics of Digital Radiography„.

Modulační přenosová funkce (3)

Modulační přenosovou funkcí (Modulation Transfer Function, MTF) jsme se zabývali již dříve. Nyní bych k MTF ještě něco dodala, setkávám se s tím často u výběrových řízení na nové rtg systémy.

Jako limitní prostorové rozlišení se uvádí prostorová frekvence pro 10% MTF. Tedy vezmu-li si MTF jako na obr. 1, pak ta hodnota prostorové frekvence, kde MTF = 10 %, je limitním prostorovým rozlišením (frekvencí). V tomto případě je to 1,6 lp/mm neboli 16 lp/cm. Více o jednotce lp/mm zde.

Obr. 1: Limitní prostorové rozlišení [1]

Technické specifikace rtg systémů většinou udávají prostorové rozlišení, ale není nutně udáváno tak, aby bylo porovnatelné pro systémy mezi sebou. Někdo udává prostorové rozlišení pro 50% MTF a 2% MTF, jiný pro 10% a 0% MTF. Hodnotu prostorového rozlišení pro 2% a 0% MTF samozřejmě nelze porovnat, i když to vypadá, že jsou blízko.

Např. pro CT skener GE Revolution výrobce uvádí rozlišení 18,2 lp/cm = 1,82 lp/mm. Výrobce zde neuvádí pro jakou MTF to je, dá se tedy očekávat, že je to pro 0% MTF. 0% MTF zní poněkud zvláštně, jedná se pouze o dopočítanou hodnotu, nikoliv o hodnotu určenou experimentálně. Obecně platí, že hodnota prostorového rozlišení pro 2% MTF je menší než hodnota prostorového rozlišení pro 0% MTF.

Mějme čtyři fiktivní CT skenery s hodnotami MTF, tak jak je uvedeno na obr. 2. Každá MTF začíná v bodě [0,100 %]. Porovnejme CT skenery z hlediska prostorového rozlišení. Nejprve hodnoty pro 50% MTF. Z porovnání 50% MTF pro skenery 1-4 vyplývá, že nejvyššího prostorového rozlišení nabývá skener 3. Jeho MTF klesá nejpomaleji v celém rozsahu neboli určité hodnoty MTF nabývá vždy s nejvyšším prostorovým rozlišením (prostorovou frekvencí). Naopak nejhorší je skener 1, v celém rozsahu nabývá určitých hodnot MTF při nejnižších prostorových frekvencích.

Nyní se posuňme na ose X k vyšším hodnotám prostorového rozlišení a zaměřme se na 10% MTF. Skener 1 dosáhne 10% MTF při nejnižší frekvenci,  naopak skener 3 opět při nejvyšší frekvenci. Skenery 2 a 4 se při 10% MTF chovají stejně. Pro vyšší prostorové frekvence, pro 2% MTF, je zřejmé, že skener 4 vykazuje vyšší hodnoty prostorové frekvence než skener 2. Z hlediska 0% MTF je zřejmé, že nejvyšších hodnot prostorové frekvence nabývá skener 3, méně skener 4, ještě méně skener 2 a nejméně skener 1. Nicméně 0% MTF je dopočítaná virtuální hodnota, není reálně měřitelná.

Celkově vzato se dá říct, že CT skener 1 bude vykazovat nejhorší vlastnosti, skener 3 nejlepší. Mezi skenery 2 a 4 nelze rozhodnout, protože pro nižší prostorové frekvence se lépe chová skener 2, pro vyšší naopak skener 4.

Obr. 2: MTF pro čtyři fiktivní CT skenery

Nový CT skener od firmy Canon s ultra vysokým prostorovým rozlišením (UHR) využívá velmi malých detekčních elementů, o velikosti pouze 0,25 mm. Pro srovnání, v dnešní době běžná velikost detekčních elementů je 0,5-0,625 mm. Pomocí detekčních elementů o velikosti 0,25 mm a použitím speciálních rekonstrukčních algoritmů dosahuje CT Aquilion One Precision s UHR prostorového rozlišení až 50 lp/cm, alespoň tak to uvádí výrobce Canon na svém webu.

Použitá literatura:
[1] Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt EM, Boone JM. The essential physics of medical imaging. 3rd edition. Lippincott Williams & Wilkins, 2011, Philadelphia

Expoziční index (3)

V tomto článku se budeme věnovat spíše deviation indexu DI, ale je to index související s expozičním indexem EI, o kterém jsme se bavili v předešlých článcích, proto i název článku, jako by se jednalo o pokračování expozičního indexu.

Ještě jednou zde pro připomenutí uvádím definici deviation indexu DI:

DI = 10*log10(EI/EIT)

Nyní si nasimulujeme několik situací za předpokladu, že EIT = 400. Situace jsou uvedeny v tab. 1. U každé hodnoty DI je uvedeno, jaká by byla hodnota EI, jaká tomu odpovídá změna v dávce a odpovídající hodnota elektrického množství (mAs). Nechť je základní hodnota elektrického množství rovna 30 mAs.

Tab. 1: Hodnoty DI a tomu odpovídající změna dávky (mAs)

Nyní ještě stručný přehled toho, v jakých hodnotách by se měly DI pohybovat.

  • DI ≥ 5: Velmi významně přeexponované, pravděpodobně došlo k saturaci signálu v obraze a expozici je nutné opakovat.
  • DI <+3; +5>: Významně přeexponované, nutné provést znovu, jsou-li některé anatomické oblasti diagnosticky nehodnotitelné.
  • DI <+0,5; +3>: Lehce až středně přeexponované.
  • DI <-0,5; +0,5>: V požadovaném rozsahu.
  • DI <-3; -0,5>: Lehce až středně podexponované.
  • DI <-5; -3>: Významně podexponované, nutné provést znovu po konzultaci radiologického asistenta s radiologem.
  • DI ≤ -5: Velmi významně podexponované, v obraze významně převažuje šum, opakování expozice po konzultaci radiologického asistenta s radiologem.

Hodnoty DI nefungují správně tehdy, je-li v primárním rtg svazku umístěno ochranné stínění nebo nachází-li se tam kloubní náhrada nebo jiné, většinou kovové, materiály, které se v těchto anatomických oblastech běžně nevyskytují. Je potřeba zohlednit také reálnou nebo virtuální protirozptylovou mřížku.

Nepříjemností při používání indexů může být to, že u některých rtg systémů nemusí být EIT nastaveny správně, proto je potřeba na začátku procesu zjistit, jaké jsou cílové hodnoty EIT a jsou-li v rtg systému zadány správně. To by mělo být provedeno pro každý vyšetřovací protokol. V průběhu času by měla být provedena analýza, zda je u všech protokolů kvalita obrazu dostatečná a dávka není příliš vysoká. Lze také provést analýzu protokolů hromadně, např. vyexportováním DI hodnot a jejich analýzou (jaké je zastoupení/frekvence jednotlivých DI hodnot).

Jak bylo zmíněno již dříve, EIT se liší v závislosti na pacientovi. Např. pro rtg srdce + plíce dospělého pacienta na CR systému se vyžaduje hodnota 700, pro dítě na CR systému 500. CR systém má efektivitu přibližně poloviční než DR, proto pro rtg srdce + plíce dospělého pacienta na DR systému se vyžaduje hodnota 350, pro dítě na DR systému 250. Navíc platí, že stejné hodnoty EI na dvou různých digitálních systémech nemusí představovat stejnou ani podobnou kvalitu obrazu. EIT pro některé anatomické oblasti nemusí být definováno výrobcem, např. pro končetiny nebo některé protokoly u pediatrických pacientů, tam je pak potřeba, aby si pracoviště samo určilo, jaké jsou preferované hodnoty EIT.

EI, EIT a DI jsou efektivním nástrojem při optimalizaci (dobře popisují, zda bylo rtg vyšetření provedeno korektně), nejsou však vhodným nástrojem pro stanovení a odhad dávek pacientům. Nejlepším indikátorem dávky pacientovi stále zůstává součin kermy a plochy.

Použitá literatura
[1] Seibert JA. Implementation of the IEC 62494-1 Exposure Index Standard for Digital Radiography. World Congress on Medical Physics & Biomedical Engineering, 3.-8. června 2018, Praha.
[2] IEC 62494-1:2008 – Medical electrical equipment – Exposure index of digital X-ray imaging systems – Part 1: Definitions and requirements for general radiography. 2008.