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

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

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

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

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

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

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

Obr. 1: Energetické prahy u photon-counting CT

Obr. 2: Energetické biny u photon-counting CT

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

International Atomic Energy Agency [1] nedávno na svém webu uveřejnila informace o radiační ochraně v ortopedii, společně s přehledem efektivních dávek u nejčastěji prováděných výkonů. Proto dnešní delší příspěvek bude zaměřen na toto téma také.

Skiaskopie se již stala nezbytnou součástí ortopedických operačních výkonů. Nejčastěji používaným rtg systémem je pojízdné C-rameno, které se pohybuje v rámci i několika operačních sálů a je používáno různými lékaři. Bohužel stále platí, že znalosti ohledně správného a bezpečného používání rtg záření nejsou mezi lékaři dostatečné [2].

Osobní dávky lékařů ani dávky pacientů z ortopedických výkonů s použitím C-ramene zdaleka nedosahují tak vysokých hodnot jako v případě intervenčních radiologických a kardiologických výkonů. Primárně díky tomu, že se nejedná o plně skiaskopicky naváděné výkony (ortoped využívá skiaskopii pouze ve velmi omezené míře) s prováděním akvizičních scén, případně digitální subtrakční angiografie. I přesto je však na místě dodržovat zásady radiační ochrany.

Mezi základní pravidla patří jednoznačně použití osobních ochranných pomůcek, zejména ochranných zástěr a ochranných límců. Ke zlepšení klinické praxe napomáhá vhodné teoretické vzdělání – jak rtg systém funguje, jakým způsobem vzniká rtg obraz, čím lze ovlivnit kvalitu obrazu a v neposlední řadě také jak lze ovlivnit dávku pacientovi i samotnému lékaři. Pozitivní vliv má také dobrá komunikace s radiologickým asistentem, jehož přítomnost při používání C-ramene je v mnoha zemích vyžadována.

Ačkoliv se použití ochranných pomůcek a teoretické vzdělání mohou zdát samozřejmé, tak irská studie [2] ukázala, že 65 % ortopedů v přípravě nemá v průběhu vzdělávání ani základní kurz radiační ochrany, 96 % ortopedů sice používá ochrannou zástěru, ale podstatně menší část používá také ochranný límec.

Jiná studie, tentokrát provedená v Anglii a Walesu [3], ukázala, že přestože existuje spousta studií o použití záření v ortopedii, pouze 8 z 50 lékařů ve výcviku některou studii četlo. Studie [3] také ukázala, že většina lékařů si není vědoma, že oblastí s nejvyššími dávkami na těle ortopeda jsou ruce (vědělo pouze 50 %). 32 % lékařů považuje za oblast s nejvyššími dávkami hlavu, 12 % trup a 6 % oči.

Ve studii [4] autor doporučuje provést u traumatických pacientek ve fertilním věku těhotenský test. Asi je to poněkud zvláštní přístup na dnešní dobu, pokud je to akutní stav, pak asi nebude čas provést test. I kdyby byl pozitivní, tak pokud je to akutní stav, tak se výkon s použitím rtg stejně provede. Zpětně se pak provede odhad dávky na plod a podle fáze těhotenství a dávky na plod se rozhodne o dalším postupu. Dávky na plod u těchto výkonů, kdy je použita často pouze skiaskopie (ale klidně po dobu několika minut), jsou relativně nízké. Prahová hodnota dávky na plod pro výskyt tkáňových (deterministických) účinků je docela vysoká, takže u většiny skiaskopických výkonů se prahové dávky nedosáhne.

Základní informace o C-ramenu a ochraně před zářením
Mezi základní součásti zobrazovacího řetězce u C-ramene patří rentgenka (zdroj záření), receptor obrazu (flat panel detektor nebo zesilovač obrazu – u starších nebo levnějších C-ramen), kolimátor a displej pro zobrazení rtg obrazu. Základní součásti jsou ilustračně znázorněny na obr. 1. Rentgenka produkuje záření, kolimátor upravuje velikost primárního rtg svazku, receptor obrazu detekuje záření prošlé pacientem a tvoří obraz, který se pak zobrazí na displeji.

Obr. 1: Základní součásti zobrazovacího řetězce (A – rentgenka, B – receptor obrazu, C – kolimátor, D – displej) [2]

Jen pro informaci ukázka, jak vypadá s C-rameno s flat panel detektorem a jak se zesilovačem obrazu, je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: C-rameno s flat panel detektorem (vlevo) a se zesilovačem obrazu (vpravo)

Rentgenka generuje záření, které dopadá na pacienta, interaguje v pacientovi, velká část se pohltí, menší část se rozptýlí v pacientovi a také vyletí ven z pacienta (a ozáří pracovníky) a ještě menší část prochází pacientem a dopadá na receptor obrazu. Z těch poté vzniká rtg obraz.

Jakmile záření dopadne na pacienta, velká část záření se z pacienta rozptýlí zpětně, jak je uvedeno na obr. 3. Kvůli tomuto zpětnému rozptylu se doporučuje, aby, pokud je to možné, byla rentgenka umístěna pod pacientem, tedy pod stolem s pacientem. V takovém případě pak rozptýlené záření putuje k zemi a způsobuje staticky významně menší ozáření lékařů než v případě, kdy je rentgenka umístěna nad pacientem. Znázornění rozptýleného záření pro obě pozice rentgenky je znázorněno na obr. 3 červenými šipkami.

Obr. 3: Znázornění rozptýleného záření při pozici rentgenky pod pacientem (vlevo) a nad pacientem (vpravo) [2]

Množství rozptýleného záření a radiační zátěž z toho plynoucí pro lékaře lze redukovat zmenšením velikost rtg pole (správná kolimace, viz obr. 4), zmenšením prozařovaného objemu (co nejméně používat šikmé a bočné projekce, používat zadopřední) a také snížením napětí (na C-ramenech s expoziční automatikou manuální nastavení napětí většinou není možné, systém si ho volí automaticky). Současně s tím lze uplatnit všechna tři základní pravidla radiačních ochrany – ochrana vzdáleností (poodstoupení od pacienta, je-li to možné), ochrana stíněním (osobní ochranné prostředky, samostatně stojící stínící bariéry) a ochrana časem (čím kratší dobu se používá rtg záření, tím menší dobu jsem v rozptýleném záření, tím lépe).

Obr. 4: Nedostatečná kolimace (vlevo) a správná kolimace (vpravo) [2]

Autoři některých publikací doporučují při vkládání rukou do primárního rtg svazku použití ochranných rukavic se stínicím ekvivalentem. To však není vždy správná volba, protože jakmile ruka s rukavicí překryje aktivní oblast expoziční automatiky (oblast, ze které rtg systém na základě množství prošlého záření vyhodnocuje, je-li potřeba dávku zvýšit nebo snížit), rtg systém to vyhodnotí jako více zeslabující objekt a dávku zvýší. Toto zvýšení bude vyšší než v případě, že aktivní oblast expoziční automatiky překryje pouze ruka samotná (myšleno bez rukavice). Při použití rukavice sice dojde ke snížení dávky na ruku, ale tím, že dojde ke zvýšení dávky kvůli více zeslabujícímu objektu, je pak ušetřená dávka na ruce opravdu velmi nízká.

Dalším základním přístupem vedoucím k redukci dávek je použití pulzní skiaskopie (což je pro většinu pracovišť naprostá samozřejmost), redukce délky a počtu skiaskopických smyček (scén) a současně redukce počtu pulzů za sekundu. Standardně by to mělo být v rozsahu 1-6 pulzů/s, zatímco kontinuální skiaskopie používá 30 p/s. U akvizice, je-li použita (kvalitnější zobrazení s podstatně vyšší dávkou) se doporučuje používat single akvizice (pořízení pouze jednoho obrazu místo celé smyčky), je-li to možné a také minimalizovat počet obrazů při delší akvizici.

Většinu výše zmíněných způsobů k redukci radiační zátěže lze aplikovat současně, jedná se o přístup k ozáření jako takovému. Kdykoliv, kdy se využívá rtg záření, měl by ortoped pamatovat na základní princip ALARA – As Low As Reasonably Achievable – tak nízko, jak je rozumně dosažitelné. Tedy nedělat ze záření zabijáka a nestát v betonovém bunkru, ale ani nepoužívat záření víc, než je nezbytně nutné.

Použitá literatura
[1] Radiation protection of medical staff in orthopedic surgery | IAEA
[2] Kaplan DJ, Patel JN, Liporace FA, et al. Intraoperative radiation safety in orthopaedics: a review of the ALRA (As low as reasonably achievable) principle. Patien Saf Surg. 2016; 10: 27.
[3] Khan FR, Ul-Abadin Z, Rauf S, et al. Awareness and attitudes amongst basic surgical trainees regarding radiation in orthopaedic trauma surgery. Biomed Imaging Interv J 2010; 6(3): e25.
[4] Flik K, Kloen P, Toro JB, et al. Orthopaedic trauma in the pregnant patients. J Am Acad Orthop Surg. 2006; 14(3): 175-82.