Archiv autora: Lucie Súkupová

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

Overranging nebo overbeaming?

Při snižování dávek na CT je potřeba si uvědomit i to, jak významně je z důvodu overrangingu (někdy označovaný overscanning) ozářena oblast mimo plánovaný rekonstruovaný objem. Pojem overranging popisuje skenování oblasti i mimo samotnou oblast rekonstruovaného objemu z toho důvodu, aby bylo možné krajní řezy zrekonstruovat.

Mějme multislice CT, které má 64 řad detektorů, každý o tloušťce 0,6 mm. Celková kolimace nechť je 64*0,6 mm = 38,4 mm. Chceme-li zrekonstruovat krajní řezy, které jsou na obr. 1 na pozicích 80 mm a 180 mm, musíme udělat alespoň polovinu rotace za tímto řezem. V našem případě, s kolimací 38,4 mm, je to 19,2 mm na každé straně rekonstruovaného objemu (ukázka opět na obr. 1).

Obr. 1: Ukázka rekonstruované oblasti a oblasti overrangingu pro celkovou kolimaci 38,4 mm

Z obr. 1 lze také stanovit, o kolik procent se zvýší dávka právě z důvodu overrangingu. Zjednodušeně lze spočítat, že relativní dávka před samotnou rekonstruovanou oblastí je 0,5*19,2*1 = 9,6. Stejná dávka je i za rekonstruovanou oblastí. Dávka na rekonstruovanou oblast je 100*1 = 100. Takže celková dávka včetně overrangingu je 9,6+100+9,6 = 119,2. Poměrem celkové dávky 119,2 ku dávce na rekonstruovanou oblast 100 zjistímě, že dávka je z důvodu overrangingu zvýšena o 19% (119,2/100 = 1,19).

Nyní si upravme celkovou kolimaci na 32*0,6 mm = 19,2 mm. Opět chceme zrekonstruovat stejně dlouhou oblast, tedy 100. Příspěvek z overrangingu na každé straně rekonstruované oblasti je 0,5*9,6*1 = 4,8. Dávka na rekonstruovanou oblast je opět 100*1 = 100. Takže celková dávka včetně overrangingu je 4,8+100+4,8 = 109,6. Změnou celkové kolimace z 38,4 mm na 19,2 mm se nám sníží dávka z důvodu overraningu o 9%. Ve srovnání s dávkou bez overrangingu je však stále o 10% vyšší (109,6/100 = 1,10). Znázornění je uvedeno na obr. 2.

Obr. 2: Ukázka rekonstruované oblasti a oblasti overrangingu pro celkovou kolimaci 19,2 mm

Ze dvou předešlých výpočtů (jen pro informaci, v reálné situaci jsou skenované objemy podstatně delší, cca 250 mm v případě břicha nebo cca 400 mm při skenování břicha+pánve) je zřejmé, že s rostoucí celkovou kolimací svazku narůstá i podíl overrangingu na celkové dávce, proto se stal overranging vážnějším problémem až při multisclice CT s vyšším počtem řad detektorů (16 řad a více). Mimo to však platí, že dávka z overrangingu je významnější při skenování kratšího objemu (bude-li dávka na rekonstruovanou oblast 50, protože se délka oblasti zkrátí ze 100 mm na 50 mm, pak v případě větší celkové kolimace overranging představuje nárůst dávky o 38%, v případě menší celkové kolimace o 19%).

Nárůst dávky z důvodu overrangingu se stává významnou kapitolou při CT vyšetření v pediatrii, kdy se s použitím vyšší hodnoty celkové kolimace může stát, že bude ozářen radiosenzitivní orgán mimo rekonstruovanou oblast, ačkoliv u dospělých pacientů by tento orgán ozářen nebyl (děti mají menší orgány a blíže u sebe).

Mimo pojem overranging se však objevuje ještě podobný pojem, a to overbeaming. Overbeaming vyjadřuje ozáření oblasti mimo rekonstuovanou oblast z důvodu divergence svazku. Někdy se označuje jako penumbra neboli polostín. Velikost polostínu je pro daný CT skener konstantní a je to 1-3 mm. Příčinou overbeamingu je nenulová velikost ohniska. Nárůst dávky z overbeamingu je naopak od overraningu větší u menších kolimací svazku (4- a méněřadá CT). Např. u 4-řadého CT způsobuje nárůst efektivní dávky o 10-30%. Ukázka overbeamingu v závislosti na skenu je uvedena na obr. 3.

Obr. 3: Ukázka overbeamingu (šedou barvou) u různých skenů

Použitá literatura:
[1] Tack D, Kalra MK, Gevenois PA. Radiation Dose from Multidetector CT. Second Edition. Springer, 2012
[2] Cody DD, Mahesh M. AAPM/RSNA Physics Tutorial for Residents. Technologic advances in multidetector CT with a focus on cardiac imaging. Radiographics 2007; 27: 1829-1837

CT kurz IAEA – Volba napětí

Napětí udává elektrický potenciál mezi katodou a anodou, kterým jsou elektrony urychlovány na anodu. Napětí má významný vliv na výslednou dávku pacientovi. Dávka je úměrná proudu a druhé mocnině napětí.

Příklad: Nechť je relativní CTDI(VOL) pro 120 kV rovno 1. Pak:
Pro 80 kV je relativní CTDI(VOL) = 0,4
Pro 100 kV je relativní CTDI(VOL) = 0,7
Pro 140 kV je relativní CTDI(VOL) = 1,4
Z toho tedy vyplývá, že čím vyšší napětí, tím vyšší hodnota CTDI(VOL).

Při změně napětí dochází taktéž ke změně zeslabení jednotlivých tkání, přičemž s nižší hodnotou napětí narůstá rozdíl v součinitelích zeslabení, takže narůstá i kontrast v obraze a klesá dávka pro získání obrazu stejné kvality. Ale s nižší hodnotou napětí narůstá šum. Pro CT vyšetření s kontrastní látkou je použitím nižšího napětí získán obraz s vyšším kontrastem s nižší dávkou.

U všech CT skenerů je možné zvolit před vyšetřením manuálně hodnotu napětí. Avšak existují i výrobci, u kterých je proveden výběr hodnoty napětí automaticky – kV Assist (GE) a CARE kV (Siemens).  Nicméně i při automatické volbě hodnoty napětí to znamená, že hodnota napětí zůstává po celou dobu CT vyšetření stejná, nejedná se o veličinu modulovanou v reálném čase, jako tomu bylo u proudu. Většina CT skenerů má na výběr 4 hodnoty napětí – 80, 100, 120 a 140 (135) kV, ale např. nový Somatom Force (Siemens) umožňuje použít napětí od 70 kV do 150 kV s krokem 10 kV.

Při automatické volbě napětí bere systém v potaz to, jaký je habitus pacienta (z topogramu), o jaký typ CT vyšetření se jedná (nekontrastní, kontrastní, angiografie) a jaké jsou limity rentgenky z hlediska proudu. Při volbě napětí se systém snaží udržet konstantní hodnotu kontrast/šum.

Obecně se doporučuje, aby dětští pacienti byli skenováni s použitím napětí 70-80 kV. Pro CT angiografie se doporučuje použití napětí 80-100 kV (lepší zeslabení záření kontrastní látkou a tedy lepší kontrast v obraze). Na obr. 1 je uveden krátký souhrn toho, co se změní snížením nebo zvýšením hodnoty napětí (při ostatních parametrech konstantních). Na obr. 2 je pak uvedeno doporučení, kdy je vhodné použít napětí 100 kV a menší a kdy naopak vyšší.

Obr. 1: Změny vyvolané použitím nižšího a vyššího napětí

Obr. 2: Doporučení pro napětí 100 kV a méně a pro více než 100 kV

Z hlediska vyšetření jednotlivých oblastí se doporučuje, aby při CT koronární angiografii u pacientů s BMI menším než 30 kg/m2 bylo použito napětí 80-100 kV. U dětí pak jednoznačně 80 kV. U vyšetření hrudníku z důvodu plicních nodulů a plicní embólie se opět doporučuje hodnota 80-100 kV.

CT vyšetření břicha se provádí většinou s použitím 120 kV, ale u některých CT skenerů je možné použitím iterativní rekonstrukce použít napětí 100 kV. Angiografie a arteriální fáze u CT břicha by měly být prováděny s napětím 100 kV a menším. Nové CT skenery mají vyšší limitní hodnotu elektrického množství (mAs), cca 800-1300 mAs, což umožňuje použití nižší hodnoty napětí u CT břicha.

CT vyšetření hlavy je standardně prováděno při napětí 120 kV, u dětí se doporučuje 100 kV. U CT angiografie hlavy a krku se doporučuje napětí 100 kV a méně (s použitím kontrastní látky se významně zvýší kontrast v obraze). Avšak nižší hodnota napětí by neměla být použita u CT angiografie a CT vyšetření krku u pacientů se mohutnými rameny.

U pacientů s hmotností 80-100 kg se při CT vyšetření hrudníku doporučuje napětí 100 kV a méně, při CT z důvodu plicní embólie a plicních nodulů je možné použít i hodnotu 80 kV. U dětí se doporučuje 70-80 kV.

Použitá literatura:
International Atomic Energy Agency. Radiation dose management in CT. Module 4: Tube potential in CT. http://ns-files.iaea.org/training/rpop/ct-e-learning/story_html5.html

Simulace rtg spekter

Na webových stránkách firmy Siemens Healthineers je volně dostupný simulátor rtg spekter. Umožňuje simulovat jak mamografická spektra (anoda Mo, Rh, W, napětí 18-40 kV) s mnoha různými filtry, tak i skiagrafická (W anoda, napětí 30-140 kV, zvlnění napětí 0-100%). Vřele doporučuji, není požadována žádná instalace.

Obr. 1: Ukázka rozhraní simulátoru
(https://www.oem-xray-components.siemens.com/x-ray-spectra-simulation)

Výstupem simulace je kvantifikace počtu fotonů jednotlivých energií společně s vlastnostmi filtru a rtg svazku za filtrem, včetně stanovení polotloušťky, fluence, kermy.

Obr. 2: Výstup simulace – ukázka rtg spektra i s jeho kvantifikací s možností přidat filtraci

Na internetu je dohledatelných více softwarů, mezi dalšími doporučuji i SpekCalc, jehož výhodou je simulace rtg spekter vyšších energií, včetně radioterapeutických, avšak nevýhodou je možnost pouze W anody, což neumožňuje simulovat Mo a Rh mamografická spektra. Další nevýhodou je pořizovací cena, software je k mání za 25 EUR.

CT kurz IAEA – Proud rentgenky a expoziční automatika

Proud rentgenky představuje množství elektronů, které putují vlivem elektrického potenciálu z katody na anodu, kde díky nim dochází ke vzniku fotonů rtg záření. Obvykle se udávají v mA. Množství fotonů produkované na anodě je úměrné množství elektronů neboli mA. Často se používá hodnota součinu proudu a času = mAs. mAs lze získat jako součin doby rotace rentgenky v gantry o 360° a proudu rentgenky, ale někdy se uvádí efektivní hodnota mAs, která odpovídá hodnotě mAs normované na pitch faktor.

Proud rentgenky je základním parametrem, který ovlivňuje dávku pacientovi. 50% pokles mA znamená redukci dávky o 50%, jsou-li ostatní parametry udržovány na konstantní hodnotě. Stejně to platí v opačném směru, Nárůst mA o 50 % znamená i nárůst dávky o 50% (při ostatních paramterech konstantních).

Proud rentgenky může být pevně nastavený nebo se jeho hodnota moduluje pomocí expoziční automatiky (Automatic Exposure Control, AEC).

AEC různých výrobců funguje různě. Nejčastěji se jedná o modulaci v podélné ose pacienta (osa Z) a pak o úhlovou modulaci (v rovině XY pacienta, axiální rovina). AEC moduluje proud na základě profilu zeslabení záření při průchodu aktuální skenovanou oblastí pacienta. Ukázka pro jeden řez je uvedena na obr. 1.

Obr. 1: Ukázka úhlové modulace proudu (proud se pohybuje v rozmezí hodnot 54 – 200 mA v závislosti na profilu zeslabení v daném směru)

Celkově probíhá modulace proudu pomocí AEC až na 4 úrovních:

  1. Podélná modulace (ve směru osy Z pacienta)
  2. Úhlová modulace v každém řezu (modulace v rovině XY)
  3. Kombinace podélné a úhlové modulace
  4. AEC modulováno na základě EKG pacienta

Každý z výrobců moduluje proud na základě jiných parametrů. U CT skeneru se softwarem CARE Dose (Siemens) a DOM (Philips) probíhá modulace proudu v reálném čase podle aktuálního zeslabení, u CT skenerů se softwarem Smart mA (GE) a Sure Exposure (Toshiba) probíhá modulace na základě topogramu (scoutu).

Nevýhodou AEC je fakt, že každý CT skener potřebuje nějakým způsobem vědět, jak kvalitní obraz je požadován (prostřednictvím hodnoty mAs nebo šumu). Je-li vyžadovaná kvalita obrazu příliš vysoká, může i s použitím AEC pacient obdržet vysokou dávku. Přehled parametrů udávajících kvalitu obrazu je uveden na obr. 2.

Obr. 2: Přehled parametrů udávajících kvalitu obrazu na CT

Nyní konkrétně k AEC jednotlivých výrobců.

GE – Auto mA 3D
Kombinace modulace v podélné ose Z pacienta (Auto mA) a modulace úhlové (Smart mA) v rovině XY. Parametrem pro kvalitu obrazu je index šumu, který musí uživatel předem specifikovat. Indexem šumu je myšlen šum v homogenním obraze fantomu. Nižší index šumu znamená méně šumu a tedy vyšší dávku pacientovi. Vyšší index šumu znamená více šumu v obraze a tedy nižší dávku pacientovi.

Při volbě úrovně šumu je samozřejmě nutné uvážit klinickou indikaci. Při vyšetření břicha obecně je zapotřebí lepší kvality obrazu než pro vyšetření ledvinových kamenů. Při vyšetření hrudníku je akceptovatelný vyšší šum, protože hrudník má podstatně lepší kontrast než břicho.

Toshiba – SURE Exposure 3D
U modulace v podélné ose Z (Real Exposure Control) je možné zvolit jednu ze čtyř úrovní šumu představovanou standardní odchylkou (SD) signálu pro každý vyšetřovací protokol. Úroveň šumu jako parametr kvality obrazu se chová podobně jako index šumu u GE. Vyšší SD znamená nižší dávku a naopak. Podobně jako u GE se doporučuje, aby každý vyšetřovací protokol byl optimalizovaný v závislosti na klinické indikaci.

Siemens – CARE Dose 4D
CARE Dose 4D je kombinací modulace v podélném směru (Z-axis Exposure Control) a modulace úhlové (CARE Dose). Kvalita obrazu je definována referenční hodnotou mAs, což je kvalita obrazu referenčního pacienta o hmotnosti 70-80 kg z hlediska poměru kontrastu a šumu. Takže u aktuálního pacienta se pak systém snaží o dosažení podobné kvality obrazu jako u referenčního pacienta s referenční hodnotou mAs. Místo změny samotné hodnoty mA volí uživatel referenční hodnotu mAs.

U akvizice řízené EKG je možné v retrospektivním módu snížit dávku o 20-50% díky tomu, že v některých (nepotřebných, definovaných uživatelem) fázích srdečního cyklu jsou data nabírána pouze s použitím 5-20% původní hodnoty mAs.

Při použití AEC je velmi důležité umístění středu pacienta do izocentra, aby AEC s bow-tie filtrem fungovala tak, jak má. Při pozici středu pacienta pod izocentrem je výsledná dávka sice nižší, ale kvalita obrazu je horší (šum, artefakty). Při pozici středu pacienta nad izocentrem je sice obraz kvalitnější (méně šumu), ale dávka je vyšší. Více v článku „Vliv centrace pacienta na dávku při CT zobrazení„. Dalším předpokladem pro zlepšení kvality obrazu a/nebo snížení dávek je umístění paží nad hlavu pacienta při zobrazení hrudníku a břicha, aby nebyly v oblasti zájmu, je-li to možné. Při umístění paží podél těla vzroste množství použitého záření průměrně 2x.

Obr. 3: CT topogram – vlevo paže podél těla, vpravo paže nad hlavou

Kvalita CT obrazu a dávka je významně ovlivněna přítomností kovových implantátů, např. protéz. Některé CT skenery dokáží automaticky rozeznat kovové implantáty a při výpočtu mA nebo mAs již počítají s touto skutečností.

Závěr: Obecně platí, že AEC přizpůsobí proud, resp. mAs, zeslabení aktuálního pacienta, avšak nedokáže přizpůsobit kvalitu obrazu klinické indikaci. Tento krok musí být proveden uživatelem.

Použitá literatura:
International Atomic Energy Agency. Radiation dose management in CT. Module 3: Tube current & automatic exposure control. http://ns-files.iaea.org/training/rpop/ct-e-learning/story_html5.html

Vědci v Hong Kongu vyvinuli nový materiál pro výrobu ochranných pomůcek

Minulý týden se na internetu objevila zpráva ohledně nového materiálu na výrobu ochranných pomůcek proti rtg záření. Jedná se o kombinaci wolframu s polyuretanem, díky čemuž materiál poskytuje až o 40% vyšší ochranu. Taktéž z hlediska toxicity se jedná o bezpečný materiál, což je jeho velká výhoda ve srovnání s olovem.

Vědecký tým na Polytechnic University, vedený docentem Fei Bin a profesorem John Xin Haozhong, vytvořili materiál, který nejen že dokáže odstínit o 40% více záření než materiál s obsahem olova, ale je bezpečný (netoxický) a navíc je o 22% lehčí. Výrobky z tohoto materiálu lze bezpečně recyklovat.

Zde se však nabízí otázka, jak je možné, že materiál, který je lehčí, poskytuje větší ochranu než doposud hojně využívané olovo?

Tým vědců použil novou technologii, která transformuje wolfram – jeden z materiálů s největší hustotou (wolfram 19,25 g/cm3, olovo „pouze“ 11,34 g/cm3), v malé částice, které mají tloušťku jedné desetiny tloušťky wolframového vlákna v žárovce. Wolfram, získaný z obyčejných žárovek, je smíchán s polyuretanem, což je vysoce elastický materiál, za vzniku nového materiálu. Díky svojí elasticitě zůstávají ochranné pomůcky z tohoto materiálu i po několika přehybech celistvé. Ochranné pomůcky z tohoto materiálu je možné používat minimálně 3 roky bez nutnosti kontroly kvůli zlomům, zatímco ochranné pomůcky s obsahem olova by měly být kontrolovány každoročně.

Ačkoliv je wolfram dražší materiál než olovo, vědci očekávají, že ochranné pomůcky budou levnější než ty s obsahem olova, protože je možné použít méně materiálu. Objevitelé tohoto nového materiálu uvedli, že se nechali inspirovat nehodou ve Fukushimě v roce 2011, která byla druhou největší jadernou katastrofou v dějinách hned po Černobylu.

Vědci z unverzity čekají na příležitost komerčního využití a dodávají, že do půl roku by mohly být ochranné prostředky z tohoto materiálu k dispozici, půjde-li spolupráce v komerční oblasti dobře.

Tak uvidíme, jak to dopadne :).

http://www.scmp.com/news/hong-kong/health-environment/article/2084183/hong-kong-researchers-develop-safer-alternative

Správný výběr ochranného stínění (2)

V článku „Správný výběr ochranného stínění (1)“ jsme si řekli něco o materiálech, které se používají k výrobě ochranných stínění. Dnes přidáme ještě něco o tom, jaký materiál a jaký typ stínění je pro jaké výkony vhodný.

Při výběru osobních ochranných prostředků je nutné vzít v potaz, u jakých výkonů se bude stínění využívat, tj. jaká je standardní délka těchto výkonů, frekvence provádění a průměrné množství záření použitého na jeden výkon.

Efektivita ochranného stínění (stínící ekvivalent) při zeslabení a absorpci záření při průchodu daným materiálem se vyjadřuje v ekvivalentu Pb (mm Pb), který je definován tloušťkou Pb materiálu v mm o čistotě minimálně 99,9%, který poskytuje stejné zeslabení jako daný materiál.

Tradiční Pb ochranná stínění jsou cenově nejvýhodnější, ale hmotnostně nejtěžší, nepříliš pohodlné. Jsou vhodné pro krátké rtg výkony.

Ochranná stínění ze směsi Pb a  jiného lehčího prvku dosahují hmotnosti o 25% menší ve srovnání s tradičním Pb stínění stejné velikosti a stínícího ekvivalentu. Tato stínění jsou na trhu označována jako lehká nebo ultralehká a jsou vhodná pro krátké až středně dlouhé rtg výkony.

Non-Pb materiály obsahují jiné těžké prvky než Pb. Hmotnost těchto stínění je až o 40% menší než hmotnost tradičních Pb stínění stejné velikosti a stínícího ekvivalentu. Tato stínění jsou velmi snadno recyklovatelná. Stínění z těchto materiálů jsou vhodná pro dlouhé rtg výkony.

Ochranná stínění jsou k dispozici v různých provedeních – zástěry, vesty, sukně, pláště, límce – s různými stínícími ekvivalenty. Při výběru ochranného stínění je nutné uvážit, je-li potřeba ochranné stínění se stínícím ekvivalentem pouze z přední strany nebo i ze zadní (typicky u sester na katetrizačních sálech, které se točí zády). Dále jaký stínící ekvivalent v každé části je potřeba (dostupné kombinace 0,50 mm Pb přední/0,25 mm Pb zadní část, 0,35 mm Pb přední/0,25 mm Pb zadní část, 0,25 mm Pb zadní i přední část). A nakonec ještě konkrétní provedení stínění, např. nevypasovaná zástěra pro použití více lidmi, vypasovaná zástěra (možno i s bederním pásem) pro konkrétního pracovníka přizpůsobená velikostí i délkou (dle aktuální normy ČSN EN 61331-3 by mělo stínění sahat až ke kolenům), vesta a sukně zvlášť pro lepší rozložení zatížení (ramena + boky), límec fixně přidělaný k zástěře nebo odstranitelný aj. Některá stínění jsou tvořena překrytím několika vrstev, např. vesta, která má v přední části dvě části, každou s ekvivalentem 0,25 mm Pb, dohromady tedy 0,50 mm Pb.

Někteří výrobci umožňují i šití na míru, podle požadavků konkrétních pracovníků.

Použitá literatura:
http://blog.universalmedicalinc.com/determine-x-ray-apron-material-right/?utm_source=blogpost2&utm_medium=blog&utm_campaign=radiation%20protection
http://blog.universalmedicalinc.com/how-to-choose-the-right-x-ray-apron-style/