Použití ionizační komory (2)

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

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

Obr. 1: Znázornění rovnováhy nabitých částic [1]

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Použití ionizační komory (1)

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Kerma vs. dávka v rtg diagnostice

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Jakým způsobem ovlivňuje napětí rtg svazku dávku pacientovi?

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Kvíz XI

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Kvíz X

Otázky:
(otázky se týkají modality CT)

Q1: Jaká je hlavní limitace skiagrafie (2D zobrazení)?
a) Superpozice struktur
b) Chabé prostorové rozlišení
c) Nedostatečný kontrast
d) Velké množství šumu

Q2: Kolik projekcí, resp. profilů zeslabení, je nebráno v rámci jedné rotace rentgenky okolo pacienta?
a) 10
b) 100
c) 1 000
d) 10 000

Q3: U rekonstrukce CT obrazu zpětnou projekcí jsou hodnoty zeslabení v jednotlivých řádcích (sloupcích) rozděleny:
a) Rovnoměrně
b) Logaritmicky
c) Exponenciálně
d) Náhodně

Q4: Současné CT skenery rekonstruují výsledný obraz nejčastěji použitím:
a) Zpětné projekce
b) Filtrované zpětné projekce
c) Iterativní rekonstrukce
d) Algebraické rekonstrukce

Q5: Hlavní limitací CT iterativní rekonstrukce je:
a) Nutnost dostatečně výkonného počítače pro zpracování dat
b) Špatné prostorové rozlišení
c) Příliš mnoho artefaktů
d) Příliš velký šum

Q6: Jaký je standardní rozměr matice CT obrazu?
a) 128 x 128
b) 256 x 256
c) 512 x 512
d) 1024 x 1024

Q7: Jaký je objem pixelu o velikosti 0,5 mm x 0,5 mm a tloušťce řezu 10 mm?
a) 0,1 mm3
b) 0,25 mm3
c) 1,0 mm 3
d) 2,5 mm3

Q8: Jaká je přibližná velikost pixelu, je-li velikosti pole zájmu (field of view, FoV) 50 cm?
a) 0,25 mm
b) 0,5 mm
c) 1,0 mm
d) 2,0 mm

Q9: Čemu odpovídá CT číslo vody?
a) -1000 HU
b) 0 HU
c) 100 HU
d) 1000 HU

Q10: Kernel pro rekonstrukci kostí zvýrazní v obraze:
a) Detaily
b) Šum
c) Kontrast
d) Artefakty

Q11: Krenel pro rekonstrukci měkkých tkání zvýrazní v obraze:
a) Detaily
b) Šum
c) Kontrast
d) Artefakty

Q12: Bitová hloubka CT obrazu je nejčastěji:
a) 4
b) 8
c) 12
d) 16

Q13: Bude-li šířka okna (WW) 1000, střed okna (WL) 0, pixel s kterou hodnotou se zobrazí jako černý?
a) -500
b) 0
c) 500
d) 1000

Q14: Nejčastěji používaná hodnota napětí při CT vyšetření je:
a) 45 kV
b) 75 kV
c) 120 kV
d) 150 kV

Q15: Nejpravděpodobnější hodnota proudu při CT vyšetření je:
a) 0,3 mA
b) 3 mA
c) 30 mA
d) 300 mA

Q16: Nejpravděpodobnější doba rotace rentgenky při CT vyšetření je:
a) 0,1 s
b) 0,5 s
c) 1,0 s
d) 2,0 s

Q17: Čemu je ekvivalentní celková filtrace rtg svazku na CT?
a) 0,5-1,0 mm Al
b) 1-2 mm Al
c) 3-4 mm Al
d) více než 5 mm Al

Q18: Jaká je nejpravděpodobnější šířka svazku u 64-řadého CT?
a) 0,4 mm
b) 4 mm
c) 40 mm
d) 400 mm

Q19: Jaká je nejpravděpodobnější šířka jednoho detekčního elementu na CT?
a) 0,1 mm
b) 0,2 mm
c) 0,5 mm
d) 2 mm

Q20: Jaká je detekční účinnost CT detektoru?
a) 5 %
b) 25 %
c) 50 %
d) 90 %

Q21: Jaké je přibližně celkové množství detekčních elementů 128-řadého CT?
a) 128 * 10
b) 128 * 100
c) 128 * 800
d) 128 * 2000

Q22: Mis-centering neboli špatná centrace pacienta na CT ovlivňuje kvalitu obrazu i dávku, kterou pacient obdrží. Ke kterému jevu dochází při špatné centraci, kdy je pacient centrován pod izocentrum, tj. dále od rentgenky než do izocentra?
a) Dávka je vyšší, kvalita je lepší
b) Dávka je vyšší, kvalita je horší
c) Dávka je nižší, kvalita je lepší
d) Dávka je nižší, kvalita je horší

Q23: Jaká je optimální hodnota napětí pro zobrazení s jodovou kontrastní látkou?
a) 80 kV
b) 100 kV
c) 120 kV
d) 140 kV

Q24: Při jaké hodnotě napětí dochází nejvíce k potlačení kovových artefaktů v CT obraze?
a) 80 kV
b) 100 kV
c) 120 kV
d) 140 kV

Q25: Jak se nazývá jev, kdy je nutné pro rekonstrukci okrajových řezů na CT naskenovat oblast delší, než je skutečná oblast zájmu?
a) Overbeaming
b) Overscanning
c) Overranging
d) Overreconstruction

Q26: Při vyšetření které oblasti je mnohem výhodnější automatická modulace proudu než fixně nastavená hodnota proudu?
a) Hlava + krk
b) Krk + hrudník
c) Hrudník + břicho
d) Břicho + pánev

Q27: Který z následujících názvů nepopisuje stejnou techniku náběru dat na CT?
a) Axiální skenování
b) Sekvenční skenování
c) Helikální skenování
d) Technika „step-and-shoot“

Q28: Materiál pacientského stolu byl zvolen tak, aby vydržel dostatečnou zátěž, ale současně tak, aby co nejméně zeslaboval záření. Ze kterého materiálu je stůl vyroben?
a) Uhlíková vlákna
b) Plexisklo
c) Odlehčený hliník
d) Nerezová ocel

Q29: Při lokalizačním skenu na CT platí, že:
a) Rentgenka zůstává po celou dobu ve stejné pozici
b) Rentgenka rotuje velmi pomalu
c) Rentgenka nemůže být v boční pozici vzhledem k pacientovi
d) Rentgenka pro lokalizační sken a pro náběr tomografických dat se od sebe liší

Q30: Jaký je benefit rychlejšího náběru dat pro rekonstrukci CT obrazu?
a) Menší zatížení ohniska
b) Menší dávka pacientovi
c) Menší pohybová neostrost
d) Lepší prostorové rozlišení

Odpovědi:
A1: a) Superpozice struktur
A2: c) 1 000
A3: a) Rovnoměrně
A4: b) Filtrované zpětné projekce, ale častá je i možnost c) Iterativní rekonstrukce
A5: a) Nutnost dostatečně výkonného počítače pro zpracování dat
A6: c) 512 x 512
A7: d) 2,5 mm3
A8: c) 1,0 mm
A9: b) 0 HU
A10: a) Detaily, ale bohužel tím nepříznivě narůstá i šum
A11: c) Kontrast
A12: c) 12
A13: a) -500
A14: c) 120 kV
A15: d) 300 mA
A16: b) 0,5 s
A17: d) více než 5 mm Al
A18: c) 40 mm
A19: c) 0,5 mm
A20: d) 90 %
A21: c) 128 * 800
A22: d) Dávka je nižší, kvalita je horší
A23: a) 80 kV
A24: d) 140 kV
A25: b) Overscanning, někdy označovaný i jako c) Overranging
A26: b) Krk + hrudník
A27: c) Helikální skenování
A28: a) Uhlíková vlákna
A29: a) Rentgenka zůstává po celou dobu ve stejné pozici
A30: c) Menší pohybová neostrost

Preprocessing rtg obrazů

Digitální detektor disponuje v prvním kroku hrubými daty (raw data), která nejsou pro lékaře diagnostikovatelná. Tato data je potřeba nejprve předzpracovat, je nutné provést preprocessing. Do preprocessingu patří korekce obrazu na odezvu detektoru, elektronická kolimace, korekce ve frekvenční doméně a aplikace tzv. look-up table. Nyní podrobněji k jednotlivým korekcím.

Korekce obrazu na odezvu detektoru
Digitální detektor neposkytuje perfektně uniformní odezvu. Neuniformity tvoří strukturní šum, který může být korigován použitím korekčních map.

1) Offset: V každé elektronice se generuje tzv. temný šum, např. v důsledku zahřívání, který je přítomný i bez přítomnosti rtg záření. Při korekci se zjistí korekční mapa, která odpovídá odezvě každého pixelu bez přítomnosti rtg záření. Tato mapa je odečtena od hrubých dat.

2) Zisk detektoru (gain): Každý detektor může obsahovat nehomogenity, které vznikají např. v důsledku různé tloušťky scintilační vrstvy u digitálních detektorů s nepřímou konverzí. Korekce na zisk detektoru je provedena vydělením matice obrazu korekční maticí. Ta se zjistí jako průměrná odezva každého pixelu na homogenní ozáření. Tato korekce se často označuje jako flat field korekce.

3) Defekty pixelů: Každý digitální detektor může obsahovat nefunkční pixely, které neposkytují odezvu na signál, tzv. mrtvé pixely. Může se jednat o jednotlivé pixely nebo také o celý řádek pixelů. Pro každý detektor je proto zjištěna mapa mrtvých pixelů. Signál těchto mrtvých pixelů je pak v rámci preprocessingu nahrazen průměrnou odezvou okolních pixelů, aby v obraze nepůsobily tyto mrtvé pixely rušivým dojmem. Dle publikovaných studií může být počet mrtvých pixelů až 10 000, což odpovídá cca 0,3%. Nicméně detekční kvantová účinnost není těmito mrtvými pixely nijak výrazně ovlivněna.

Elektronická kolimace
Některé systémy v rámci preprocessingu provádějí automatickou detekci rtg pole, tj. softwarově naleznou hrany rtg pole. Oblast za hranou rtg pole je většinou nahrazena signálem odpovídajícím černým pixelům, aby signál za hranami rtg pole nepůsobil rušivým dojmem. Tento krok preprocessingu může být k dispozici i na některých CR systémech.

Korekce ve frekvenční doméně
Korekce ve frekvenční doméně obrazu, kterou lze získat Fourierovou transformací hrubých dat, se používají pro zvýraznění některé informace v obraze. Žádná z korekcí nemůže do obrazu přidat novou informaci, ale může zvýraznit nebo potlačit některou stávající. Korekce ve frekvenční doméně probíhají např. použitím nízkofrekvenčních (low-pass) nebo vysokofrekvenčních (high-pass) filtrů. Low-pass filter propouští nízké frekvence, odfiltruje tedy vysoké frekvence, které odpovídají detailům, ale také šumu. Použitím low-pass filtru lze tedy potlačit šum. Naopak použitím high-pass filtru lze zvýraznit vysoké frekvence, které odpovídají detailům.

Ve frekvenční doméně se provádí také další typy operací, např. odstranění protirozptylové mřížky z obrazu.

Aplikace look-up table
Look-up table (LUT) konvertuje hodnotu každého pixelu na novou hodnotu. Obvykle z toho důvodu, že samotná data mají větší bitovou hloubku, než jakou jsme schopni zobrazit. Proto je výsledný signál každého pixelu konvertován tak, aby byla pokud možno zobrazena pouze relevantní informace. Konverze signálu pixelu není lineární, je uzpůsobena každému typu zobrazení zvlášť. Často je pro konverzi využívána S-křivka.

Při kontrole kvality detektoru se využívá korekce na mrtvé pixely, korekce na offset i flat field korekce. Nicméně korekce ve frekvenční doméně by měly být vypnuty.

Použitá literatura:
Mackenzie A. Přednášky z projektu EUTEMPE-RX. Module 07 – Optimization of X-ray imaging using standard and innovative techniques. 20.-23.10.2015, Guildford, UK

Kvíz IX

Otázky:
Q1: Seřaďte prostorové rozlišení následujících zobrazovacích modalit od nejlepšího po nejhorší: CT, mamografie, MR, skiagrafie, ultrazvuk.
a) MR, mamografie, skiagrafie, CT, ultrazvuk
b) Mamografie, skiagrafie, CT, MR, ultrazvuk
c) CT, mamografie, skiagrafie, ultrazvuk, MR
d) CT, MR, mamografie, skiagrafie, ultrazvuk

Q2: Scintilační materiál detektorů s nepřímou konverzí konvertuje:
a) Energii rtg fotonů na proud
b) Energii rtg fotonů na fotony ultrafialového světla
c) Energii rtg fotonů na fotony viditelného světla
d) Energii fotonů viditelného světla na rtg fotony

Q3: S rostoucím protonovým číslem Z materiálu, ve kterém záření interaguje, se zastoupení fotoelektrického jevu:
a) Zvyšuje
b) Nemění
c) Snižuje
d) Různě v závislosti na konkrétním materiálu

Q4: Je-lie dávka na vstupu pacienta při rtg vyšetření 2 mGy, jak velká je přibližně dávka na výstupu pacienta?
a) 2 mGy
b) 1,2 mGy
c) 0,2 mGy
d) 0,02 mGy

Q5: Co je hlavní nevýhodou skiagrafických vyšetření?
a) Zdlouhavá doba vyšetření
b) Příliš velká dávka pacientovi
c) Anatomický šum
d) Špatná dostupnost vyšetření

Q6:Které z následujících vyšetření neposkytuje obraz celé čelisti?
a) Intraorální
b) Ortopantomografické
c) Panoramatické
d) Cone-beam CT

Q7: S vyšší hodnotou napětí narůstá:
a) Prostupnost vznikajících rtg fotonů
b) Efektivita tvorby rtg fotonů (vzniká více fotonů)
c) Maximální energie v rtg spektru
d) Všechny z možností

Q8: Kde nachází cone-beam CT v dentální radiologii hlavní uplatnění?
a) Při běžném zobrazení zubů
b) Při nedostupnosti intraorálního rtg
c) V rekonstrukční stomatologii a při výrobě různých implantátů
d) Všechny z možností

Q9: Uspořádajte efektivní dávky z jednotlivých dentálních vyšetření od nejnižší po nejvyšší: Intraorální, panoramatické, cone-beam CT.
a) Intraorální, panoramatické, cone-beam CT
b) Cone-beam CT, panoramatické, intraorální
c) Panoramatické, intraorální, cone-beam CT
d) Intraorální, cone-beam CT, panoramatické

Q10: U kterého CT vyšetření se při rekonstrukci přednostně využívá vyhlazovacího filtru pro redukci šumu?
a) CT jater
b) CT bederní páteře
c) CT aortografie
d) CT plic

Q11: Které z následujících tvrzení není pravdivé? Dopadající a vstupní povrchová kerma se od sebe liší:
a) Nijak, jedná se o dva názvy pro tutéž veličinu
b) Zpětným rozptylem
c) Nepřítomností a přítomností pacienta
d) Dopadající kerma je menší než vstupní povrchová kerma

Q12: Která veličina vyjadřuje celkové množství záření vyprodukované při CT vyšetření?
a) CTDI_w
b) CTDI_vol
c) Součin kermy a délky P_KL
d) Součin kermy a plochy P_KA

Q13: Který z uvedených orgánů má nejnižší radiosenzitivitu?
a) Prsní tkáň
b) Plíce
c) Tlusté střevo
d) Gonády

Q14: Která z uvedených veličin není přímoměřitelná?
a) Součin kermy a plochy
b) Střední dávka v mléčné žláze
c) Dopadající kerma
d) Vstupní povrchová kerma

Q15: Která/které veličiny jsou nejvhodnější pro porovnání radiační zátěže z různých zobrazovacích modalit?
a) Orgánové dávky
b) Efektivní dávka
c) Součin kermy a plochy
d) CTDI_vol

Q16: Jaká část všech poškození způsobených ionizujícícm zářením je opravena reparačními mechanizmy buňky?
a) Téměř 70 %
b) Téměř 80 %
c) Téměř 90 %
d) Téměř 100 %

Q17: Na základě čeho byla primárně stanovena radiosenzitivita jednotlivých tkání?
a) Pacienti podstupující radioterapii
b) Přeživší v Černobylu
c) Přeživší v Hiroshimě a Nagasaki
d) Přeživší ve Fukushimě

Q18: Ve kterém období je plod nejnáchylnější ke vzniku malformací centrální nervové soustavy v souvislosti s ozářením plodu vyššími dávkami?
a) 0. – 2. týden vývoje
b) 3. – 8. týden vývoje
c) 9. – 15. týden vývoje
d) 16. – 25. týden vývoje

Q19: Ve kterém období je plod nejnáchylnější ke vzniku mentální retardace v souvislosti s ozářením plodu vyššími dávkami?
a) 0. – 2. týden vývoje
b) 3. – 8. týden vývoje
c) 9. – 15. týden vývoje
d) 16. – 25. týden vývoje

Q20: Ve kterém období je plod nejnáchylnější k poklesu IQ v souvislosti s ozářením plodu vyššími dávkami?
a) 0. – 2. týden vývoje
b) 3. – 8. týden vývoje
c) 9. – 15. týden vývoje
d) 16. – 25. týden vývoje

Q21: Je možné provést plánovaný rtg výkon u pacientky, uvede-li, že je těhotná?
a) Ano, bez ohledu na její těhotenství
b) Ano, bez ohledu na její těhotenství, ale musí podepsat souhlas
c) Ano, ale v závislosti na výkonu
d) Ne, v žádném případě

Q22: Efektivita ochranného stínění je nejvyšší pro:
a) Nízké energie fotonů
b) Střední energie fotonů
c) Vysoké energie fotonů
d) Stejná pro všechny energie fotonů

Q23: Který způsob redukce dávky na oční čočku při CT vyšetření mozku je nejefektivnější (efektivitou je myšleno snížení dávky a minimum artefaktů)?
a) Použití bismutového stínění v primárním rtg svazku
b) Orgánová modulace proudu
c) Snížení proudu rentgenky
d) Všechny možnosti jsou srovnatelné

Q24: Do jaké vzdálenosti od primárního rtg svaku je použití ochranného stínění ještě efektivní?
a) Do vzdálenosti 5 cm
b) Do vzdálenosti 10 cm
c) Do vzdálenosti 20 cm
d) V jakékoliv vzdálenosti

Q25: Doporučuje se použití ochranného stínění štítné žlázy v mamografii?
a) Ano, použití je vhodné vždy
b) Ano, pokud si to pacientka vyžádá
c) Ano, pokud to doporučí radiologický asistent
d) Ne, stínění může zabránit získání dostatečné diagnostické informace

Q26: Co přispělo velmi významně ke snížení osobních dávek lékařů provádějících intervenční výkony?
a) Standardní umístění rentgenky pod vyšetřovacím stolem a receptoru obrazu nad ním
b) Zavedení ochranných prostředků
c) Zavedení pulzní skiaskopie
d) Zavedení digitálních detektorů

Q27: Která z následujících možností nepředstavuje způsob, jak lze snížit osobní dávky lékařů provádějících intervenční výkony?
a) Odstínit rozptýlené záření z pacienta použitím stínících roušek
b) Redukovat použití akvizic
c) Použít angiografický injektor při akvizici
d) Použít zoom

Q28: Který typ katarakty je spojen s ozářením oční čočky ionizujícím zářením především?
a) Nukleární katarakta
b) Kortikální katarakta
c) Posteriorní subkapsulární katarakta
d) Všechny tři druhy se vyskytují se stejnou mírou

Q29: V jakém formátu jsou standardně uchovávána data v PACS systémech?
a) DICOM
b) JPG
c) BMP
d) TIFF

Q30: Elektronický šum má svůj původ:
a) Ve statistickém charakteru distribuce detekovaných fotonů
b) V samotné elektronice při jejím zahřívání
c) V různé citlivosti každého detekčního elementu
d) V nežádoucích anatomických oblastech v obraze

Odpovědi:
A1: b) Mamografie, skiagrafie, CT, MR, ultrazvuk
A2: c) Energii rtg fotonů na fotony viditelného světla
A3: a) Zvyšuje
A4: d) 0,02 mGy
A5: c) Anatomický šum
A6: a) Intraorální
A7: d) Všechny z možností
A8: c) V rekonstrukční stomatologii a při výrobě různých implantátů
A9: a) Intraorální, panoramatické, cone-beam CT
A10: a) CT jater
A11: a) Nijak, jedná se o dva názvy pro tutéž veličinu
A12: c) Součin kermy a délky P_KL
A13: d) Gonády
A14: b) Střední dávka v mléčné žláze
A15: b) Efektivní dávka
A16: d) Téměř 100 % (ve skutečnosti 99,999 % poškození)
A17: c) Přeživší v Hiroshimě a Nagasaki
A18: b) 3. – 8. týden vývoje
A19: c) 9. – 15. týden vývoje
A20: c) 9. – 15. týden vývoje
A21: c) Ano, ale v závislosti na výkonu. Rtg výkony mimo oblast břicha a pánve lze provádět bez omezení, ale pozor na psychologický efekt na pacientku
A22: a) Nízké energie fotonů
A23: c) Snížení proudu rentgenky. Orgánová modulace proudu je také velmi vhodná, ale není běžně používána a není dostupná na všech CT skenerech
A24: a) Do vzdálenosti 5 cm. Nachází-li se orgán, který chceme stínit poocí ochranného stínění, ve vzdálenosti větší než 5 cm od primárního rtg svazku, nemá použití stínění z fyzikálního hlediska význam. U některých pacientů však může mít psychologick efekt.
A25: d) Ne, stínění může zabránit získání dostatečné diagnostické informace. V horším případě je nutné expozici opakovat.
A26: a) Standardní umístění rentgenky pod vyšetřovacím stolem a receptoru obrazu nad ním. V dřívějších dobách se pro záznam výkonu používaly filmy, který se velmi ryhcle měnily. Celé toto zařízení bylo příliš velké a těžké, aby mohlo být umístěno nad vyšetřovací stůl. Ke změně však došlo zavedením nové technologie – zesilovač obrazu, která již umožnila umístit receptor obrazu nad vyšetřovací stůl.
A27: d) Použít zoom
A28: c) Posteriorní subkapsulární katarakta
A29: a) DICOM
A30: b) V samotné elektronice při jejím zahřívání

Je lepší CsI nebo GOS flat panel detektor?

V posledních letech došlo k velkému rozšíření přímé digitalizace (ať s přímou nebo nepřímou konverzí, nepřímá konverze může probíhat ve strukturním nebo nestrukturním scintilátoru), která postupně nahrazuje CR technologii. V současné době jsou běžně dostupné digitální detektory s nepřímou konverzí, při které je nejprve energie rtg fotonů přeměněna pomocí scintilačního materiálu na fotony viditelného světla, které jsou poté detekovány fotodiodou, ve které je jejich energie konvertována na elektrický signál. Mezi vlastnosti, kterými se vyznačují scintilační materiály, patří možnost vytvořit velkou plochu (velikost dostatečná pro zobrazení velkoformátového rtg obrazu, např. snímek srdce a plic), velká světelná výtěžnost (konverze rtg fotonů na fotony viditelného světla) a dostatečné prostorové rozlišení. Jako scintilační materiál se nejčastěji využívá CsI:Tl (jodid cesný dopovaný thaliem) nebo Gd2O2S:Tb (oxysulfid gadolinia dopovaný terbiem, někdy označovaný jenom GOS nebo gadox). Ale jaký je rozdíl mezi těmito dvěma materiály detektorů z hlediska kvality obrazu a dávky?

Nejprve něco o každém z materiálů

GOS je granulový scintilační materiál, který je výborný pro zpracování a zacházení. Navíc je cenově dostupnější. Základním parametrem, který určuje vlastnost GOS detektoru je tloušťka dané scintilační vrstvy, která přímo souvisí s absorpcí záření. Čím větší tloušťka, tím větší absorpce, ale tím horší prostorové rozlišení.

CsI je scintilační materiál vyráběný s krystalickou strukturou (krystaly ve formě podlouhlých jehel, které zabraňují difuzi světelných fotonů do prostoru), takže dosahuje výborného prostorového rozlišení. Další výhodou tohoto materiálu je snadnost výroby detektoru, kdy je možné mírně zahřátý materiál (50-250°C) přímo nanést na materiál vyčítací matice, aniž by došlo k degradaci vlastností. V neposlední řadě je výhodou také spektrum emitovaných fotonů, které se velmi dobře absorbují v amorfním silikonu, který je součástí vyčítací matice. Navíc CsI materiál poskytuje největší světelný výtěžek ze všech známých scintilačních materiálů.

Nyní prakticky

Z hlediska dávky je výhodnější CsI materiál, protože pro vznik obrazu postačuje nižší dávka, přibližně o 10%. Není to mnoho, ale nižší dávka je nižší dávka.

Z hlediska kvality obrazu je výhodnější opět CsI, protože poskytuje ostřejší obraz. Rozdíl je však opět malý, pro netrénované oko nerozeznatelný.

Existuje ještě další hledisko, které ovlivňuje rozhodnutí, který detektor si pořídit, a to je cena. V tomto ohledu je jednoznačně výhodnější GOS, protože je o 20-30% levnější.

Takže souhrnem, z hlediska kvalitativního je určitě výhodnější CsI materiál, z hlediska cenového pak GOS. Takže záleží na každém konkrétním případu, pro který typ detektoru se uživatel rozhodne.

A ještě něco z technického hlediska

Ve srovnání s ostatními typy detektorů, nejen GOS, ale i CR, film-fólie, DR s přímou konverzí, vyniká CsI skvělou kvantovou detekční účinností DQE (detective quantum efficiency), která charakterizuje kvalitu detektoru z hlediska efektivity využití dopadajícího signálu pro tvorbu výstupního signálu, kterým je obraz. Modulační přenosová funkce charakterizující prostorové rozlišení je velmi podobná systému film-fólie.

Z hlediska dalších vlastností je CsI výhodnější díky vyššímu fill faktoru, který udává, jaká část z plochy každého detekčního elementu je aktivně využita k detekci záření, příčemž platí, že čím vyšší fill faktor, tím lépe. Část detekčního elementu, která se nevyužívá (neaktivní část), zaujímá elektronika, která umožňuje vyhodnocení signálu z daného elementu. Fill fakto pro CsI se pohybuje v rozmezí 70-90%, zatímco pro GOS se pohybuje okolo 50-60%. Velikost neaktivní části detekčního elementu se s různou velikostí detekčního elementu nemění, proto platí, že čím menší detekční element, tím menší fill faktor, neboli tím procentuálně větší část zaujímá elektronika daného detekčního elementu.

Taktéž publikace [7] potvrdila, že CsI materiál je kvalitativně nadřazený materiálu GOS, kvalita obrazu (ve studii popisována prostorovým rozlišením na CDRAD fantomu, tj. nejedná se o klinický obraz) je o pro CsI o třetinu až polovinu lepší než pro GOS. Materiál GOS poskytuje i při vyšších dávkách téměř stejnou kvalitu obrazu, zatímco pro CsI se kvalita obrazu s rostoucí dávkou zvyšuje. Nevýhodou CsI materiálu v souvislosti s rostoucí dávkou je rostoucí směrodatná odchylka signálu homogenně ozářeného detektoru. U GOS detektoru není nárůst směrodatné odchylky patrný, avšak i tak je kvalita obrazu CsI nadřazená kvalitě obrazu GOS.

Použitá literatura
[1] Lanca L, Silva A. Digital imaging systems for plain radiography. Springer Science+Business Media, New York, 2013
[2] Kim HK, Cunningham IA, Yin Z, Cho G. On the development of digital radiography detectors: A review. International Journal of Precision Engineering and Manufacturing 2008; 9(4): 86-100
[3] https://info.blockimaging.com/gadox-vs.-cesium-dr-panel-comparison
[4] http://www.aapm.org/meetings/05AM/pdf/18-2623-22086-53.pdf
[5] http://www.ndt.net/article/wcndt00/papers/idn421/idn421.htm
[6] Aksoy ME, Kamasak ME, Akkur E, Ucgul A, Basak M, Alaca H. Evaluation and comparison of image quality for indirect flat panel systems with CsI and GOS scintillators. Health Informatics and Bioinformatics (HIBIT) 2012, 7th International Symposium on Health Informatics and Bioinformatics

5. narozeniny webu

Dobrý den,

ráda bych Vám, všem čtenářům, poděkovala za návštěvy na webu www.sukupova.cz, který v těchto dnech oslaví páté narozeniny. Díky :).

Web vznikl na popud lidí okolo mě, kteří se mě často ptali, co znamená vyšetření v tunelu. Takže prvním článkem logicky musel být článek o vyšetření v tunelu :). Poté jsem psala o různých tématech z oblasti radiodiagnostiky, ať už o radiační ochraně nebo o technických aspektech rtg zobrazování. Celkem bylo za těch 5 let na webu uveřejněno 223 příspěvků.

Na web chodí nejčastěji lidé, kteří se učí na různé zkoušky a atestace, především radiologičtí asistenti a radiologové. Mimo ty však i moji kolegové – radiologičtí fyzici, ale i lidé z různých institucí, kteří hledají detailnější informace o zobrazování. A v nemalé míře pak i lidé, kteří hledají informace o ozáření z důvodů obav, typicky těhotné ženy po rtg nebo CT vyšetření a maminky dětí, kterých se týkají rtg vyšetření. Tu a tam přijdou i nějaké dotazy, na které se snažím samozřejmě co nejdříve odpovědět.

Počet návštěv za těch 5 let je vyšší než 80 tisíc, přičemž návštěv za první rok bylo přibližně 4,5 tisíce, zatímco poslední rok už to bylo více než 25 tisíc. Nejčastěji se jednalo o čtenáře z České republiky (87% návštěv), dále pak ze Slovenska (7%), Brazílie (1%), Německa (1%) a USA (1%).

Nejčastěji hledaná klíčová slova jsou následující (v pořadí, jak mi je poskytl analytický nástroj):

  • Rentgenka
  • Stochastické účinky
  • CT hrudníku
  • Akutní nemoc z ozáření
  • Lucie Súkupová :)
  • Kostní denzitometrie
  • Nemoc z ozáření
  • Deterministické účinky
  • Cena CT vyšetření a různé modifikace těchto slov byly na dalších asi 6 místech v seznamu.

Přiznávám, že občas mi dochází nápady o čem psát, proto uvítám, když mi klidně napíšete, jaké téma by Vás zajímalo nebo jaké téma byste uvítali.

Ještě jednou děkuji, že chodíte na tento web, velmi mě těší, že Vás téma zajímá.

Přeji krásné léto. Lucie Súkupová

CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření hlavy

CT vyšetření hlavy, resp. mozku, je jedním z nejčastěji prováděných CT vyšetření.  Velkou nevýhodou CT zobrazení mozku jsou artefakty způsobené tvrdnutím svazku (při zeslabení rtg svazku lebkou). Rozlišení šedé a bílé kůry mozkové na CT zobrazení je pro CT velkou výzvou.

Na rozdíl od hrudníku a břicha se rozměry hlavy tak moc nemění, což je výhodou. Podobně jako hrudník obsahuje i hlava některé oblasti, které mají inherentně velký kontrast, např. paranazální dutiny nebo kosti obličeje a lebky. Ale jiné orgány a dutiny nemají vysoký kontrast a pro dobré zobrazení je potřeba použít CT protokol s vyšší dávkou, např. při CT zobrazení oblastí postižených cévní mozkovou příhodou (CMP) nebo u CT angiografie hlavy a krku.

Při CT vyšetření hlavy je potřeba mít předpřipravené vyšetřovací protokoly pro CMP (zobrazení parenchymu mozku) a CT zobrazení traumatu hlavy, případně krku. Dále je vhodné mít CT protokoly nastavené podle indikací, typicky protokol pro rutinní CT zobrazení mozku, CT angiografii hlavy a případně krku, CT perfúzi mozku, CT spánkových kostí, CT orbit, CT paranazálních dutin a CT zobrazení shuntu.

Při CT hlavy je důležité minimalizovat pohyb, u pediatrických pacientů použitím farmakologické sedace nebo anestezie. U nespolupracujících pacientů je pak zásadní použití rychlého spirálního skenu. Opakování CT vyšetření z důvodu pohybových artefaktů je vhodné pouze jednou, vícekrát to nemá smysl. Je-li první sken i jeho opakování znehodnoceno pohybými artefakty, doporučuje se použití fixačních pomůcek nebo farmakologické sedace v kombinaci s rychlým spirálním skenem s velkým pitch faktorem a velkou kolimací svazku (pro urychlení skenu).

Při CT zobrazení je potřeba vyhnout se nekvalitním skenům z důvodu nevhodně podané kontrastní látky.

Použitá literatura:
International Atomic Energy Agency. Radiation dose management in CT. Module 9: Key aspects for head CT protocols. http://ns-files.iaea.org/training/rpop/ct-e-learning/story_html5.html

CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření břicha

CT vyšetření břicha je v současné době nejčastěji prováděné CT vyšetření. Některé indikace, resp. onemocnění, umožňují použití nízkodávkových protokolů, jako např. při hledání ledvinových kamenů nebo CT kolonografie, jiné vyžadují velmi nízký šum a zobrazení ve více fázích, čímž dávka pacientovi narůstá.

Při CT vyšetření je potřeba mít předpřipravené vyšetřovací protokoly pro různé indikace, což může vést k velké úspoře času při akutních vyšetřeních. U CT protokolu musí být pro každou indikaci zřejmé, které fáze se musí provést, v jakém anatomickém rozsahu a s jakým expozičním nastavením. CT protokoly s horší kvalitou obrazu, ale za to s nižšími dávkami jsou dostatečné pro CT zobrazení kamenů v močových cestách, pro CT kolonografii a taktéž pro CT enterografii. Naopak CT protokoly s lepší kvalitou obrazu, a tedy vyšší dávkou, jsou žádoucí při CT zobrazení jater, slinivky a renálních tumorů. Seřadíme-li CT protokoly z hlediska dávky od nejmenší po nejvyšší, pak je obvykle pořadí následující:
CT kolonografie ‹ CT kamenů v močových cestách ‹ rutinní CT břicha ‹ CT jater vícefázově (2-3 fáze)

Při optimalizaci CT protokolů by se mělo postupovat po krocích. Lze vycházet z rutinního CT vyšetření břicha s použitím automatické modulace proudu (ATCM). U CT břicha se vyhněme použití přednastavené fixní hodnoty proudu. Pro indikace s použitím nízkodávkových protokolů se referenční kvalita obrazu  (vyjádřená prostřednictvím mAs, indexu šumu atd.) sníží, tím se sníží dávka. Další snížení lze uplatnit v případech, kdy se používá iterativní rekonstrukce (redukce dávky 30-50%). Ukázka kvality obrazu v závislosti na použití iterativní rekonstrukce je uvedena na obr. 1.

Obr. 1: Rekonstrukce filtrovanou zpětnou projekcí (vlevo) a iterativní rekonstrukcí SAFIRE se sílou 1, 3 a 5 (síla 5 na obr. úplně vpravo)

Pro menší pacienty lze použít nižší hodnotu napětí. Tu lze použít také u CT angiografií, není-li pacient příliš velký. Je-li to možné, pak by měly být paže pacienta umístěny nad hlavu nad hlavu, aby nedocházelo zbytečně ke zvýšení dávky a zhoršení kvality obrazu, jako je tomu u paží v primárním svazku.

Pro pitch faktor platí, že by měl být takový, aby nedocházelo k překryvu, nebo-li pitch › 1. Tím se minimalizuje doba trvání skenu, což redukuje pohybové artefakty. Pro rutinní CT zobrazení břicha je efektivnější větší celková kolimace rtg svazku, je vhodnější nejkratší doba rotace rentgenky v gantry (0,4-0,5 s). U některých objemnějších pacientů se může doba rotace prodloužit z důvodu příliš velkého zatížení rentgenky (při použití vyšších hodnot mAs).

U CT zobrazení břicha by se nemělo rutinně provádět pre-kontrastní zobrazení, když je zřejmé, že se bude provádět zobrazení s podáním kontrastní látky. Podobně by se neměla provádět rutinně arteriální a současně venózní, případně i opožděná fáze. Výběr fází by měl být založen právě na klinické indikaci. U vícefázových CT zobrazení není nutné, aby měla každá fáze stejný rozsah, některé fáze mohou být provedeny v kratším rozsahu pouze na oblast zájmu, např. při zobrazení nádoru slinivky. Podobně opožděná fáze, u které je žádoucí, aby zobrazovala oblast zájmu, tedy zejména lézi. Ukázka některých CT protokolů břicha je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: Ukázka CT protokolů břicha

K CT zobrazení kamenů v močových cestách se využívá nízkodávkových protokolů, CTDI(vol) u těchto zobrazení může být dokonce jen mezi 2-6 mGy.

Použitá literatura:
International Atomic Energy Agency. Radiation dose management in CT. Module 8: Key aspects for abdomen CT protocols. http://ns-files.iaea.org/training/rpop/ct-e-learning/story_html5.html

CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření hrudníku

V tomto článku pokračujeme v kurzu IAEA, tentokrát tématem zabývajícím se zobrazením hrudníku. Nejprve je potřeba říct, co je tak speciálního na hrudníku z hlediska zobrazení. Je to jednak přítomnost velmi málo zeslabující plicní tkáně, ve které jsou jakékoliv léze nebo ložiska velmi dobře viditelná i při nízké dávce. V hrudníku se dále nachází srdce a velké cévy, které patří mezi rychle pulzující orgány, proto je žádoucí co nejkratší doba skenování. Krátká doba skenu je žádoucí také z toho důvodu, aby bylo možné provést zobrazení se zadrženým dechem pro redukci pohybových artefaktů.

Z důvodu vlastností uvedených výše platí, že dávka pro rutinní CT vyšetření hrudníku je nižší než dávka pro CT vyšetření břicha. Stejně tak je dávka pro nízkodávkové CT zobrazení plicních nodulů nižší než dávka pro nízkodávkové CT zobrazení ledvinových kamenů. Podobně i pro angiografii, dávka pro CT angiografii hrudníku je nižší než dávka pro CT angiografii břicha. Také počet fází CT vyšetření je u hrudníku podstatně nižší než u břicha.

Při CT vyšetření je potřeba mít předpřipravené vyšetřovací protokoly pro různé indikace, což může vést k velké úspoře času při akutních vyšetřeních. CT vyšetření by měla být konzistentní bez ohledu na to, který radiologický asistent vyšetření provádí. Zjednodušeně platí, že průměrná dávka pro stejnou indikaci a stejnou velikost pacienta by měla být přibližně stejná, ať provede CT vyšetření kterýkoliv radiologický asistent. Pro různé indikace a pro různě velké pacienty se dávky samozřejmě liší.

CT protokol by měl být specifický pro každou indikaci, musí obsahovat počet fází, rozsah jednotlivých fází (odkud kam se skenuje), parametry skenu a případně doporučenou dávku pro pacienty různých velikostí (na CT skenerech bez automatické modulace proudu, ATCM). CT protokoly pro jednotlivé indikace se liší dávkou, např. pro zobrazení plicních nodulů je dostatečná podstatně nižší dávka než v případě zobrazení mediastina. Seřadíme-li CT protokoly z hlediska dávky od nejmenší po nejvyšší, pak je obvykle pořadí následující:
CT zobrazení plicních nodulů ‹ CT hrudníku post-kontrastně ‹ CT při podezření na plicní embólii ‹ CT hrudníku nativně

Při CT zobrazení hrudníku platí, že by měla být použita ATCM, je-li to možné. Manuálně lze nastavit fixní hodnotu mA/mAs pro některé nízkodávkové protokoly, např. pro CT screening plic nebo pro CT kontrolu onkologických pacientů. Volba napětí může být také automatická nebo manuální. Platí, že pro CT zobrazení hrudníku s kontrastní látkou se doporučuje použít nižší hodnotu napětí (80 kV, 100 kV), stejně tak pro CT angiografii, není-li pacient příliš velký (lze u pacientů do 80 kg). Jednoznačně se nedoporučuje používat napětí 140 kV a vyšší, protože dochází k výrazné ztrátě kontrastu v obraze.

Pro pitch faktor platí, že by měl být takový, aby nedocházelo k překryvu, nebo-li pitch › 1. Tím se minimalizuje doba trvání skenu, což redukuje pohybové artefakty.

Počet fází by měl být rutinně 1, provádění pre-kontrastního a současně post-kontrastního zobrazení by nemělo být rutinní. Rozsah CT zobrazení by měl být pouze na nezbytně nutnou oblast, u rutinního CT zobrazení hrudníku od plicních hrotů po nadledvinky, u plicních nodulů, plicní embólie a screeningu pouze od plicní baze po plicní hroty.

Pro rutinní CT zobrazení hrudníku je efektivnější větší celková kolimace rtg svazku, je vhodnější nejkratší doba rotace rentgenky v gantry (0,4-0,5 s) a taktéž použití rekonstrukčního kernelu pro zobrazení plic a kostí (sharpening). Pro CT srdce a CT angiografii se doporučuje rekonstrukce tenčích řezů. Použitím iterativní rekonstrukce lze snížit dávku pacientům o 30-40%.

Většina CT zobrazení hrudníku se provádí ve spirálním módu, avšak je možné použít také axiální mód, typicky při CT intervenčních výkonech, kdy je možné provádět skeny s podstatně nižší dávkou.

Na závěr ještě jedno doporučení. Je-li to možné, nenechávejte při CT zobrazení hrudníku pacientům paže podél těla. Významně to zvyšuje dávku (30% i více) a přispívá to k artefaktům.

Použitá literatura:
International Atomic Energy Agency. Radiation dose management in CT. Module 7: Key aspects for chest CT protocols. http://ns-files.iaea.org/training/rpop/ct-e-learning/story_html5.html

CT kurz IAEA – CT veličiny a sledování dávek

Veličiny používané ve spojitosti s CT nejčastěji jsou CTDI (CTDI_W, CTDI_VOL) a DLP (někdy označované jako P_KL). Ani jedna z těchto veličin není podobná veličině vstupní povrchová dávka (kerma), která se používá na skiagrafii. U skiagrafie je největší dávka na vstupu do pacienta a s hloubkou klesá, na výstupu pacienta je nejmenší, zatímco na CT je dávková distribuce podstatně více homogenní (více v článku „Dávková distribuce při CT zobrazení„).

U každého CT výkonu je v současné době uváděna hodnota dvou veličin – CTDI a DLP. CTDI_VOL neboli objemový kermový (dávkový) index výpočetní tomografie (používá se i vážený kermový index výpočetní tomografie CTDI_W) představuje dávku na jeden řez (zjednodušeně „hustotu“ skenování každého řezu), její jednotkou je mGy.

DLP je součin kermy a délky, zjednodušeně součin CTDI_VOL a délky skenu, jeho jednotkou je mGy*cm. Dá se říct, že DLP je CTDI_VOL integrovaná přes celý skenovaný objem. U některých CT skenerů je dodatečně uváděna i hodnota SSDE (Size-Specific Dose Estimate, více v článku „Co představuje parametr CTDI_VOL uváděný CT skenery a je tento parametr skutečně vhodný pro stanovení dávek pacientům?„), což je veličina CTDI_VOL korigovaná na reálnou velikost pacienta. Tato veličina umožňuje přesnější odhad dávkové distribuce v pacientovi. Jednotkou je mGy.

CTDI_VOL představuje standardizovanou veličinu, která kvatifikuje dávkový výstup z CT skeneru. Nikoliv dávku pacientovi. Měření CTDI_VOL jsou standardně prováděna na PMMA fantomech o průměru 16 cm nebo 32 cm. V případech, kdy je průměr pacienta větší než velikost fantomu (32 cm), je dávka pacientovi s použitím CTDI_VOL nadhodnocena. Naopak u pacientů, jejichž průměr je menší než 32 cm, je dávka pacientovi použitím CTDI_VOL podhodnocena. Proto je veličina SSDE vhodnější.

Veličina SSDE je stanovena z veličiny CTDI_VOL pomocí konverzních faktorů, které jsou zvoleny na základě rozměrů pacienta (AP a/nebo LAT průměr pacienta, které jsou převedeny na efektivní průměr, více v článku). Nicméně stále platí, že veličina SSDE nebere v potaz, stejně jako veličina CTDI, jaké je anatomické složení vyšetřované oblasti pacienta, proto ani nemůže být řeč o přesném odhadu orgánových dávek. Ty jsou odhadnuty pouze pro pacienta se standardním anatomickým složením, nelze provést odhad pro jednoho konkrétního pacienta bez znalosti anatomického uspořádání. V případě znalosti konkrétního anatomického uspořádání pak lze např. metodou Monte Carlo nasimulovat ozáření a odhadnout dávky v jednotlivých orgánech.

Ze zákona má každé pracoviště provádějící lékařské ozáření, tedy i CT výkony, povinnost stanovovat a hodnotit dávky pacientům, což se provádí na základě archivovaných informací o dávce. Pro stanovení dávek pacientům z CT se zaznamenávají již dříve uvedené veličiny CTDI_VOL, případně CTDI_W, a DLP. Novější CT skenery umožňují uchování těchto informací automaticky v PACS systému ve formě Radiation Dose Structured Reportu (RDSR). Starší systémy umožňují uchování obrázku s informacemi např. ve formě .jpg a nejstarší systémy archivaci vůbec neumožňují, hodnoty je potřeba zaznamenávat manuálně.

Dle doporučení National Electric Manufacturers Association (NEMA) a doporučení American Association of Physicists in Medecine (AAPM) je žádoucí, aby na CT skeneru byly nastaveny referenční hodnoty, při jejichž překročení je potřeba oznámit skutečnost obsluze. Např. pro CT vyšetření mozku dospělého člověka se jedná o hodnotu CTDI_VOL 80 mGy, pro tělo pak 50 mGy. Dále se doporučuje zobrazit výstrahu v případech, kdy je kumulativní dávka (součet všech CTDI_VOL pro daný výkon) vyšší než 1 Gy.

Sledování dávek pacientům v případě manuálního záznamu je velmi časově náročné a náchylné k chybám. Vhodnější je automatické sledování dávek (na systému databázování), ke kterému se využívají různé softwary dostupné volně online, např. RADIANCE, Dose Utility, DoseRetriever, GROK, OpenREM, nebo komerční softwary, jako např. Radimetrics, DoseWatch, Dose Track, Right Dose  aj.

V USA existuje národní registr dávek, ve kterém se shormažďují informace o dávce pro miliony CT vyšetření. Mimoto však i v UK, Německu a Finsku existují registry dávek. Sledování dávek slouží zejména k tomu, aby dané pracoviště vědělo, jak je na tom v porovnání s jinými pracovišti, jsou-li některé vyšetřovací protokoly příliš zatěžující nebo kdy je potřeba vyměnit stávající CT skener za nový.

Použitá literatura:
http://ns-files.iaea.org/training/rpop/ct-e-learning/story_html5.html

Sekundární kvantový pokles

Mějme jednoduchý zobrazovací sytém, jak je uveden na obr. 1 vlevo. Kroky při detekci jsou následující:
Krok 1: Rtg fotony dopadají na zesilující fólii (na obr. 1 číslem 1).
Krok 2: Část rtg fotonů je absorbována (na obr. 1 číslem 2).
Krok 3: V důsledku absorbovaných rtg fotonů dochází ke vzniku fotonů viditelného světla, většinou vzniká 300-3000 fotonů viditelného světla na jeden absorbovaný rtg foton (na obr. 1 číslem 3).
Krok 4: Malá část fotonů viditelného světla dopadá na čočku receptoru obrazu (na obr. 1 číslem 4). V tomto kroku dochází k velké ztrátě signálu.
Krok 5: Fotony viditelného světla dopadající na čočku způsobí vznik volných elektronů a děr, které jsou podstatou vzniku signálu v optickém receptoru obrazu, např. CCD (na obr. 1 číslem 5).

Obr. 1: Kroky při detekci záření (vlevo) a množství vznikajících kvant (vpravo)

V kroku 4 dochází k sekundárnímu kvantovému poklesu, kdy z velkého množství vyprodukovaných fotonů viditelného světla je jich pouze malá část detekována optickým prvkem. To vnáší do zobrazovacího řetězce velký šum, největší šum ze všech kroků. Výsledná kvalita obrazu je pak tak dobrá, jako je její nejhorší komponenta.

Na obr. 1 vpravo jsou zobrazeny počty kvant v každm kroku pro dva systémy, P a Q. Je-li počet kvant v některém kroku menší než počet detekovaných fotonů, vyskytuje se právě sekundární kvantový pokles. V kroku 3 má systém Q menší efektivitu, vyprodukuje se méně fotonů viditelného světla (u systému P 300 viditelných fotonů na absorpci jednoho rtg fotonu, u systému Q 30), a proto se v kroku 4 u systému Q objeví sekundární kvantový pokles.

Podobně jako na obr. 1 vpravo je pro flat panel detektor (čárkovaně), pro systém film-fólie (tečkovaně) a pro CR systém (plnou čarou) na obr. 2 znázorněn počet kvant v každém kroku. Z obr. 2 je zřejmé, že v žádném kroku neklesne počet kvant pod číslo 1, tedy počet kvant není nikdy nižší než počet primárních detekovaných fotonů), proto se zde nevyskytuje sekundární kvantový pokles. Avšak v kroku 6 u CR systému je k tomu relativně blízko (5 kvant). Systém film-fólie je na tom lépe (20 kvant) a flat panel detektor nejlépe (1000 kvant).

Obr. 2: Poček kvant v každém kroku pro flat panel detektor (čárkovaně), systém film-fólie (tečkovaně) a CR systém (plnou čarou)

Použitá literatura:
[1] International Atomic Energy Agency. Diagnostic Radiology Physics: A Handbook for Teachers and Students. International Atomic Energy Agency, 2014.
[2] Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt EM, Boone JM. The essential physics of medical imaging. Second edition. Lippincott Williams & Wilkins, 2002, Philadelphia

CT kurz IAEA – Kolimace svazku, posun stolu a pitch faktor

Konfigurace detektoru multidetektorového CT je ovlivněna celkovou šířkou kolimovaného rtg svazku, která se udává jako počet kanálů v ose Z (dlouhá osa pacienta) vynásobený reálnou šířkou detekčního elementu. Konfigurace detektoru ovlivňuje výsledná rekonstruovaná data v tom smyslu, že ovlivňuje nejmenší možnou tloušťku řezu. Např. na 16-kanálovém CT je možné provést sken s použitím každého detektoru o tloušťce 0,625 mm, takže celková oblast pokrytí je 16 * 0,625 mm = 10 mm. Nebo je možné vždy dva detekční elementy svázat (binning), takže detekční element má tloušťku 2 * 0,625 mm = 1,25 mm, pak při 16 řezech je celková oblast pokrytí 16 * 1,25 mm = 20 mm. Avšak zde není možné zrekonstruovat řezy o tloušťce menší než 1,25 mm. Konfigurace nebo nastavení detektoru tedy závisí na požadované diagnostické informaci.

Posun stolu na jednu rotaci rentgenky o 360° (označuje se table feed, table speed nebo couch feed) je další významný parametr při CT skenování. Udává se v mm/rotaci.

Pitch faktor je definován jako posun stolu na jednu rotaci rentgenky o 360° vztažený k celkové šířce kolimace rtg svazku, tedy pitch faktor = posun stolu na 1 rot./celková kolimace. Pitch faktor je bezrozměrná veličina. Pitch faktor ovlivňuje zejména rychlost skenu, avšak nikoliv celkovou dávku (při manuálním nastavení proudu ovlivňoval pitch faktor zejména dávku, v době automatické volby proudu již nikoliv). Více o pitch faktoru v článku „Některé mylné představy spojené s volbou pitch faktoru„.

Změna pitch faktoru na CT skenerech výrobců Philips a Siemens je plně kompenzována, takže různé hodnoty pitch faktoru vedou ve vsýledku ke stejné dávce, avšak pouze k rychlejšímu nebo pomalejšímu skenu. U výrobců GE a Toshiba není změna pitch faktoru plně kompenzována, takže s vyšší hodnotou pitch faktoru je výsledná dávka nižší a doba skenu je kratší.

Konfigurace detektoru, posun stolu na jednu rotaci a pitch faktor jsou parametry, které jsou navzájem spjaty, změna jednoho z parametrů většinou vede ke změně dalšího parametru.

Další skutečnost, která souvisí s konfigurací detektoru, s posunem stolu a s pitch faktorem je oblast přeskenování, neboli over-ranging. Jedná se o oblast na začátku, lépe řečeno před začátkem, a na konci skenu, která musí být skenována, aby bylo možné zrekonstruovat krajní řezy oblasti zájmu. Jedná se tedy o půlrotaci navíc pře oblastí zájmu a za oblastí zájmu. Tyto dvě půlrotace vedou ke zvýšení dávky pacientovi. Rozsah over-rangingu závisí na pitch faktoru a celkové šířce kolimace. Větší pitch faktor znamená větší over-ranging. Over-ranging může představovat významnou část z celkové dávky u krátkých skenovaných oblastí, proto se doporučuje, aby krátké skeny (myšleny délky skenované oblast) byly prováděny s menším pitch faktorem a celkovou šířkou kolimace než dlouhé skeny. Týká se to např. kloubů, hlavy. Netýká se to hrudníku, břicha a končetin.

Avšak u novějších CT skenerů je tento problém vyřešen tzv. adaptivním stíněním (Philips, Siemens). Toto stínění zamezuje tomu, aby byly krajní oblasti skenovány s celou aktivní šířkou, určitá oblast celkové kolimované šířky je stíněna. Ukázka je uvedena na obr. 1.

Obr. 1: Ukázka adaptivního stínění (Siemens)

Použitá literatura:
International Atomic Energy Agency. Radiation dose management in CT. Module 5: Beam collimation, pitch and speed in CT. http://ns-files.iaea.org/training/rpop/ct-e-learning/story_html5.html