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

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

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

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

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

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

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

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

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

Obr. 1: Hmotnostní součinitele zeslabení – zeleně je označena efektivní energie cca 60 kV rtg svazku, červeně efektivní energie cca 120 kV rtg svazku (https://www.upstate.edu/radiology/education/rsna/radiography/dual.php)

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

Obr. 2: Radiogram pořízený při 60 kV (vlevo) a 120 kV (vpravo), relativní zeslabení měkké tkáně a kosti a tomu odpovídající kontrast jsou znázorněny pod oběma radiogramy (https://www.upstate.edu/radiology/education/rsna/radiography/dual.php)

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

Obr. 3: Grafické znázornění odečtení kosti, včetně výsledného radiogramu (https://www.upstate.edu/radiology/education/rsna/radiography/dual.php)

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

Obr. 4: Grafické znázornění odečtení kosti, včetně výsledného radiogramu (https://www.upstate.edu/radiology/education/rsna/radiography/dual.php)

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

Obr. 5: Spektrální separace při dvou technikách s použitím duální energie (https://www.upstate.edu/radiology/education/rsna/radiography/dual.php)

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

Obr. 6: Radiogramy pořízené pomocí CR kazet s filtrem – standardní radiogram (vlevo), radiogram na měkké tkáně (uprostřed) a radiogram na kosti a kalcifikované léze (vpravo) (https://www.upstate.edu/radiology/education/rsna/radiography/dual.php)

Obr. 7: Radiogramy pořízené pomocí DR detektoru s použitím dvou napětí – standardní radiogram (vlevo), radiogram na měkké tkáně (uprostřed) a radiogram na kosti a kalcifikované léze (vpravo) (https://www.upstate.edu/radiology/education/rsna/radiography/dual.php)

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

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

Obr. 8: Radiogramy pořízené s použitím detektoru Reveal 35 C výrobce KA IMAGING INC (https://www.kaimaging.com/medical-solutions/reveal-35c-medical/)

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

Použitá literatura
https://www.upstate.edu/radiology/education/rsna/radiography/dual.php
https://www.kaimaging.com/medical-solutions/reveal-35c-medical/

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

V příštím příspěvku budeme pokračovat dalšími generacemi CT skenerů.

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

V předešlých příspěvcích jsme si řekli o PA projekci vestoje (standardně prováděná na stacionárním skiagrafickém systému) a AP projekci vleže (nejčastěji prováděná na pojízdném skiagrafickém systému na lůžku) a o jejich výhodách. Mimo tyto dvě často zmiňované projekce je možné při rtg vyšetření srdce a plic provést také bočnou neboli laterální projekci. Obě projekce jsou i s velmi užitečným popisem jednotlivých struktur uvedeny na obr. 1.

Obr. 1: PA a laterální projekce při rtg srdce a plic (Normal, Labelled, Chest x-ray – Undergraduate Diagnostic Imaging Fundamentals (pressbooks.com))

Při laterální projekci stojí pacient levým bokem k receptoru obrazu, takže rtg svazek vstupuje do jeho pravého boku a vystupuje z pacientova levého boku. Důvodem je zde opět anatomická stavba pacienta – srdce je umístěno více vlevo, takže při této pozici dělá srdce menší srdeční stín. Laterální projekce je prováděna často jako doplňující vyšetření k PA projekci.

Při PA a laterální projekci u vertigrafu musí být pacient schopen stát nebo sedět ve vzpřímené pozici, měl by být schopen zadržet dech a v neposlední řadě by měl být schopen spolupracovat. Rtg svazek vstupuje do zad pacienta a poté vystupuje na přední straně pacienta.

AP projekce vleže se provádí u těch pacientů, u kterých není možné provést PA projekci u vertigrafu (vestoje ani vsedě). Většinou se jedná o pacienty ve vážném stavu. Receptor obrazu, dnes nejčastěji flat panel detektor, případně CR kazeta, se vkládají pod pacienta, rentgenka je umístěna nad pacientem. Rtg svazek vstupuje do pacienta zepředu a vystupuje ze zad. Ukázka rtg obrazu stejného pacienta získaná při PA projekci vestoje a následně v AP projekci na lůžku je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: PA projekce vestoje a AP projekce vleže

Dalším typem projekce je lordotická projekce. Lordotická projekce je taková projekce na plíce, u které rtg svazek vstupuje do pacienta zepředu a prochází šikmo vzhůru (buď je nastaven rtg svazek tímto směrem nebo je šikmo umístěn pacient a rtg svazek směřuje horizontálně). Rtg obraz se od standardního PA obrazu odlišuje v tom, že klíční kosti nepřekrývají plíce, konkrétně tedy plicní hroty (apexy). Ukázka pozice rentgenky a detektoru a rtg obrazu při PA a lordotické projekci jsou uvedeny na obr. 3. Tato projekce je dnes prováděna velmi zřídka.

Obr. 3: Lordotická projekce – pozice rentgenky a detektoru (A), rtg obraz v PA projekci (B) a rtg obraz v lordotické projekci (C) (Imaging Techniques | Thoracic Key)

Velmi detailní anatomický popis a objasnění projekcí při rtg vyšetření srdce a plic je také v následujícím videu: Chest X-ray: Introduction and Approach – YouTube. Vřele doporučuji.

To je již vše o rtg vyšetření srdce a plic. Je to psáno z pohledu fyzikálního, proto se občas mohou vyskytnout nějaké anatomické nepřesnosti, za které se omlouvám.

Použitá literatura
Types of X-Ray examinations – YouTube
Normal, Labelled, Chest x-ray – Undergraduate Diagnostic Imaging Fundamentals (pressbooks.com)
Imaging Techniques | Thoracic Key

V předešlém příspěvku jsme si řekli již o některých výhodách zadopřední (PA) a předozadní (AP) projekce, přičemž PA se používá při pozici pacienta u vertigrafu, AP pak u pacientů vyšetřovaných na lůžku.

Jednou z nevýhod AP geometrie při vyšetření na lůžku je zvětšení obrazu. Asi by nám obecně nepřišlo špatné, vidět patologii zvětšenou, ale problém nastává proto, že v rtg obraze je zvětšeno pouze něco. Právě orgány vzdálenější od receptoru obrazu jsou více zvětšené než orgány nacházející se blízko receptoru obrazu, dochází tam k falešnému zvětšení. Několik grafických znázornění, jak dochází k onomu zvětšení, je uvedeno na následujících obrázcích.

Na obr. 1 je uveden vliv vzdálenosti ohniska (na obr. 1 označen „X-ray source“) od vyšetřovaného objektu při zachování vzdálenosti vyšetřovaný objekt – receptor obrazu.

Obr. 1. Vliv vzdálenosti ohniska od vyšetřovaného objektu na zvětšení rtg obrazu při zachování konstantní vzdálenosti vyšetřovaný objekt – receptor obrazu [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Z obr. 1 je zřejmé, že čím větší vzdálenost ohnisko – vyšetřovaný objekt, tím je zvětšení rtg obrazu menší, tedy velikost rtg obrazu více odpovídá reálné velikosti.

Na obr. 2 je uveden vliv vzdálenosti vyšetřovaného objektu od receptoru obrazu při zachování vzdálenosti ohnisko – vyšetřovaný objekt. Jde tedy pouze o oddálení receptoru obrazu od vyšetřovaného objektu.

Obr. 2: Vliv vzdálenosti receptoru obrazu od vyšetřovaného objektu na zvětšení rtg obrazu při zachování konstantní vzdálenosti ohnisko – vyšetřovaný objekt [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Z obr. 2 je zřejmé, že čím menší vzdálenost receptor obrazu – vyšetřovaný objekt, tím je zvětšení rtg obrazu menší, tedy velikost rtg obrazu více odpovídá reálné velikosti.

Nyní spojíme všechny výše uvedené skutečnosti do praktického provedení rtg vyšetření srdce a plic: PA projekce s velkou ohniskovou vzdáleností (vzdálenost ohnisko – receptor obrazu 180-200 cm) a AP projekce s malou ohniskovou vzdáleností (vzdálenost ohnisko – receptor obrazu 80-100 cm). Grafické znázornění je uvedeno na obr. 3.

Obr. 3: Vliv PA a PA projekce na zvětšení rtg obrazu [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Při pohledu na obr. 3 je zřejmé, že při AP projekci dostáváme zvětšený rtg obraz, ale srdce je v něm zvětšeno více ve srovnání se zvětšením samotného hrudníku než při PA projekci. Právě na to je nutné pamatovat při popisu rtg vyšetření provedených na lůžku. Ukázka rtg obrazu stejného pacienta získaná v krátké době po sobě v PA projekci vestoje a AP projekci vleže je uvedena na obr. 4. Obr. 4 vlevo by mohl být lépe zobrazen použitím widowingu a levellingu.

Obr. 4: Rtg obraz srdce a plic pořízený v PA projekci u vertigrafu a AP projekci na lůžku [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Z obr. 4 je zřejmé, že při PA projekci vestoje je srdeční stín menší, současně implantovaný kardiostimulátor/defibrilátor vypadá menší, resp. více odpovídá reálné velikosti. Při PA projekci vestoje je možné zajistit kolmost rtg svazku na tělo pacienta a současně kolmost rtg svazku na receptor obrazu, zatímco u AP projekce na lůžku není kolmost často splněna. Při PA projekci vestoje je bránice posunuta níže, jsou zobrazeny expandované plíce, zatímco při AP projekci vleže může být spodní část plic zastíněna. Podobně s výpotkem na plicích. Při PA projekci vestoje bude tekutina umístěna v dolní části plic, zatímco při pozici vleže bude tekutina na více místech, případně bude rozprostřená po celých plicích, což se projeví vyšší denzitou celých plic a nemusí být v rtg obraze tak jasně viditelná jako při projekci vestoje. Při PA projekci vestoje má pacient přitisknuté všechny struktury na vertigraf stejně (horní a dolní část hrudníku), zatímco u AP projekce na lůžku se více projev lordotická pozice – různá vzdálenost horní a dolní části hrudníku od rentgenky. Přehled dalších možných patologií, které se mohou v rtg obraze projevit právě kvůli AP projekci na lůžku jsou uvedeny v tab. 1.

Tab. 1: Patologie vznikající v rtg obrazu v důsledku AP projekce na lůžku [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Při AP projekci na lůžku dochází častěji k rotaci těla, takže hrudník není zobrazen v rtg obraze symetricky, viz obr. 5, na kterém jsou znázorněny objekty simulující klíční kosti a srdce. Lze to poznat např. podle nesymetrické pozice klíčních kostí, viz obr. 6.

Obr. 5: Simulace klíčních kostí a srdce ve správné a rotované projekci [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Obr. 6: Rotovaný rtg obraz pořízení v AP projekci na lůžku [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Rtg vyšetření srdce a plic se standardně provádí v nádechu. Avšak jsou pacienti, kteří se nadechnout nedokáží. To se samozřejmě projeví i v rtg obraze. Ukázky rtg vyšetření v nádechu a výdechu jsou zobrazeny na obr. 7.

Obr. 7: Rtg vyšetření v nádechu (vlevo) a ve výdechu (vpravo) [Types of X-Ray examinations – YouTube]

To je pro tentokrát vše, o rtg vyšetření hrudníku bylo něco uvedeno již velmi dávno, v tomto příspěvku. Příště si řekneme ještě něco více k jednotlivým projekcím při rtg vyšetření srdce a plic.

Použitá literatura
Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key
Types of X-Ray examinations – YouTube

Lékaři popisující rtg snímek srdce a plic by měli být seznámeni s tím, jak se změní vzhled rtg obrazu tehdy, změní-li se geometrie vyšetření. Např. se neprovede zadopřední (PA) ale předozadní (AP) projekce. V dnešním příspěvku si řekneme více o tom, jak se daná geometrie projeví v rtg obraze. Asi to není téma úplně typické pro radiologické fyziky, ale určitě je fajn dozvědět se něco nového a předpokládám, že to může být zajímavé i pro radiologické asistenty, kteří právě taková vyšetření standardně provádějí.

Obecně se dá říct, že je-li to možné, pak při rtg vyšetření srdce a plic stojí pacient u vertigrafu (receptor obrazu svisle umístěný v držáku) na rtg vyšetřovně, což s sebou nese několik výhod, které budou uvedeny postupně. Není-li to možné, pak může např. sedět u vertigrafu na vyšeřovně a není-li ani to možné, pak pacient leží na lůžku, nejčastěji přímo na pacientském pokoji. Jestliže se dokáže pacient posadit, pak je výhodné převézt pacienta i s postelí k vertigrafu a posadit ho na lůžku u vertigrafu. Rtg vyšetření u vertigrafu (vestoje, případně vsedě) je vždy kvalitnější než vleže, už kvůli použití protirozpylové mřížky, ale jsou zde i další geometrické a anatomické důvody.

Při pozici vestoje u vertigrafu se provádí PA projekce, pacient stojí zády k rentgence a čelem k receptoru obrazu. Tedy rtg svazek vstupuje do pacienta zezadu a vystupuje zepředu, poté dopadá na receptor obrazu. U vyšetření na lůžku je to naopak, vyšetření se provádí v AP projekci, rtg svazek vstupuje do pacienta vpředu a vystupuje ze zad, pod kterými je umístěn receptor obrazu. Ukázka PA a AP projekce u vertigrafu je uvedena na obr. 1.

Obr. 1: PA a AP projekce [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Důvodem, proč je rtg vyšetření vestoje kvalitnější, je vhodnější anatomická geometrie (srdce blíže receptoru obrazu) a taktéž geometrie akvizice rtg vyšetření (větší vzdálenost mezi ohniskem a pacientem).

Výhoda anatomické geometrie: Srdce je v lidském těle umístěno blíže k přední straně hrudníku (lze vidět i na obr. 1, kde je srdce simulováno šedým oválem v hrudníku). Je-li pacient vyšetřován v PA projekci, pak srdce samotné leží blíže k receptoru obrazu (obr. 1 vpravo), zvětšení je pouze malé a srdce dělá pouze malý srdeční stín. Je-li pacient vyšetřován v AP projekci (obr. 1 vlevo), srdce je od receptoru obrazu dále, takže pak i zvětšení je větší. Názorná ukázka zvětšení je uvedena na obr. 2. Z výše uvedeného vyplývá, že pro získání co nejreálnější velikosti objektu je potřebné umístit ho co nejblíže receptoru obrazu. Z obr. 2 je podle intenzity barvy na receptoru obrazu zřejmé, že je-li vyšetřovaný objekt blíže receptoru obrazu (ruka blíže plátnu), pak je i intenzita v rtg obraze vyšší, neboli části umístěné blíže receptoru obrazu jsou kontrastnější než ty části, které jsou umístěny od receptoru obrazu dále.

Obr. 2: Zvětšení při AP (nahoře) a PA (dole) projekci [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Výhoda geometrie akvizice: Je-li pacient vyšetřován u vertigrafu, pak se nejčastěji používá vzdálenost ohnisko – receptor obrazu 180-200 cm. Při rtg vyšetření na lůžku se používá vzdálenost ohnisko – receptor obrazu 80-100 cm. Z toho vyplývá, že rtg obraz na lůžku má větší zvětšení než rtg obraz u vertigrafu, typicky se to týká srdečního stínu. Ukázka výhody geometrie PA vs. AP je uvedena na obr. 3. Z výše uvedeného vyplývá, že pro získání co nejreálnější velikosti objektu je potřebné umístit zdroj záření co nejdále od vyšetřovaného objektu. Dalším nezanedbatelným efektem větší vzdálenosti ohniska od vyšetřovaného objektu je zlepšení geometrické neostrosti způsobené nenulovou velikostí ohniska, ale o tom si řekneme více v následujícím příspěvku.

Obr. 3: Zvětšení vyšetřovaného objektu při malé (nahoře) a velké (dole) ohniskové vzdálenosti [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Typicky se při vyšetření na lůžku nepoužívá fyzická protirozptylová mřížka, avšak je možné použít virtuální (softwarovou) mřížku. Nepřítomnost protirozptylové mřížky vede k horší kvalitě rtg obrazu.

Nemá-li popisující radiolog informaci o projekci, může se stát, že podle velikosti srdečního stínu popíše kardiomegalii, ačkoliv jí pacient reálně netrpí.

Poznámka: Kardiomegalie neboli zvětšení srdce, je definována tak, že srdce, resp. srdeční stín, je větší než 0,5x průměr hrudníku. Ukázka měření je uvedena na obr. 4.

Obr. 4: Ukázka měření rozměrů pro stanovení kardiomegalie [How to measure Cardiomegaly in CXR – YouTube]

Postup měření je následující: Nakreslete svislou čáru přes střed těla (páteř). Změřte největší rozměr srdce od svislé čáry vpravo a vlevo. Poté změřte průměr celého hrudníku. Je-li podíl šířky srdečního stínu (A+B) větší než 0,5*C (šířka hrudníku), pak se jedná o kardiomegalii. Poměr (A+B)/C se nazývá také kardiotorakální index – poměr šířky srdečního stínu/šířky hrudníku.

Více o výhodách a nevýhodách PA a AP projekce při rtg vyšetření srdce a plic si řekneme v následujícím příspěvku.

Použitá literatura
Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key
How to measure Cardiomegaly in CXR – YouTube
Microsoft PowerPoint – Guidelines SS, diagnostika SS.ppt [režim kompatibility] (kardio-cz.cz)

Při pravidelném testování diagnostických displejů je potřeba proměřit alespoň několik bodů GSDF křivky, aby se dalo zjistit, zda funguje displej z hlediska luminance podle požadavků GSDF křivky.  American Association of Physicists in Medicine (AAPM) ve svém starším doporučení TG18 doporučovala jako dostatečné pro QC proměření alespoň 18 bodů. Nicméně toto doporučení bylo primárně vytvořeno pro CRT displeje, nikoliv LCD displeje, které v dnešní praxi převažují. A právě pro LCD displeje není těchto 18 proměřených bodů dostatečných k tomu, aby se prokázal souhlas s GSDF křivkou. Ukázka nesouhlasu je uvedena na obr. 1.

Obr. 1: Výřez měření GSDF křivky pro prvních 20 hodnot [8]

V případě, že byl proměřen pouze první a poslední bod uvedeného výřezu, displej splnil požadavky GSDF křivky v rámci tolerance. Ale v případě, že byly změřeny i body mezi těmito okrajovými hodnotami, ukázalo se, že displej nesplňuje požadavky GSDF křivku v rámci tolerance, hlavně pro body 3-13. V novějším doporučení AAPM TG270 se proto již doporučuje proměřit alespoň 52 bodů.

Proveďme si nyní proměření displeje alespoň pro těch 18 bodů dle TG18.

Máme DICOM obrazy s hloubkou 12 bitů, tedy 2^12 = 4096 stupňů šedi, tedy 4096 P-hodnot. Obrazů máme pouze 18. Abychom těmito obrazy rovnoměrně pokryli interval P-hodnot, které jsou v rozsahu 0-4095, mají jednotlivé obrazy následující P-hodnoty: 0, 240, 480, 720, 960, 1200, 1440, 1680, 1920, 2160, 2400, 2640, 2880, 3120, 3360, 3600, 3840 a 4080. Ukázka prvního obrazu a pak každého druhého je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: Obrazy dle TG18 pro kontrolu zobrazení dle GSDF křivky

Nejprve se změří maximální L_max a minimální L_min kalibrovaná luminance. Nechť je L_max = 0,98 cd/m^2 a L_min = 535,2 cd/m^2 (reálné hodnoty odpovídající jednomu z našich displejů). Tomu dle vztahu (1) z předešlého příspěvku odpovídají hodnoty JND indexů JND_min = 70,67 a JND_max = 716,10. Pak JND_tot = 716,10 – 70,67 = 645,43. Nyní si stanovíme vztah mezi JND indexy a P-hodnotami pomocí JND_ave:

Pomocí vztahu (3) opět z předešlého příspěvku, který ale pro úplnost uvádím i níže, dopočítáme hodnoty JND indexů pro všech zbývajících 16 P-hodnot (první a poslední již máme).

Vztah (3) z předešlého příspěvku:

Pro jednotlivé P-hodnoty dostáváme následující hodnoty JND indexů:
Pro P = 0: JND_P(0) = 70,67 + 0*0,158 = 70,67
Pro P = 240: JND_P(240) = 70,67 + 240*0,158 = 108,59
Pro P = 480: JND_P(480) = 70,67 + 480*0,158 = 550,83
Pro P = 720: JND_P(720) = 70,67 + 720*0,158 = 184,43
…
Pro P = 4080: JND_P(4080) = 70,67 + 4080*0,158 = 715,31

Máme tedy hodnoty všech 18 JND indexů, ke kterým ze vztahu (2) opět z předešlého příspěvku dopočítáme luminanci L z GSDF křivky. Hodnoty jsou následující (tučně zvýrazněné luminance jsou změřené luminance):

Dále změříme luminanci pro každý z 18 obrazů fotometrickou sondou. Změřené hodnoty luminance jsou následující:

Porovnáme-li hodnoty změřené luminance a dopočítané luminance z GSDF křivky ze dvou předešlých tabulek, musí pro splnění požadavků platit, že hodnoty pro tentýž bod křivky se od sebe liší pouze v rámci tolerance, tj. pro primární diagnostické monitory se mohou od sebe lišit maximálně o ±10 %. Liší-li se více, pak je potřeba displej překalibrovat, protože nevyhovuje GSDF křivce. Ukázka GSDF křivky s dopočítanými luminancemi včetně křivek tolerance ±10 %, ale také ±20 % jsou uvedeny na obr. 3. Jsou zde uvedeny také hodnoty změřené luminance.

Obr. 3: Změřené luminance a GSDF křivka s tolerancemi

Pro testování se však nepoužívá přímo porovnání jednotlivých měřených bodů s GSDF křivkou (tak jak je na obr. 3), protože splnění či nesplnění tolerance je hůře viditelné, ale pro zjednodušení se stanoví relativní změna d = dL/L luminance v daném intervalu (vždy pro dva sousední body) z následujícího vztahu (1):

kde L_k je luminance pro P-hodnotu k, L_k+q je luminance pro P-hodnotu k+q. Ke křivce GSDF jsou dopočítány tolerance ±10 %, případně ±20 %, a z graficky vynesených bodů je pak ihned zřejmé, je-li luminance bodu v toleranci či nikoliv. Hodnoty dL/L stanovené z GSDF křivky včetně tolerance ±10 % a ±20 % a hodnoty dL/L ze změřené luminance jsou uvedeny na obr. 4.

Obr. 4: Hodnoty dL/L z GSDF křivky včetně tolerancí a hodnoty ze změřené luminance

Ukázka displeje nevyhovujícího GSDF křivce ani v rámci tolerance je uvedena na obr. 5. Jednalo se o běžný kancelářský displej.

Obr. 5: Ukázka hodnot displeje nevyhovujícího GSDF křivce

Většina displejů, i běžných kancelářských, splní požadavky GSDF křivky v nějaké její části, většinou prostřední, avšak nesplní požadavky v krajních částech, tj. v oblasti velmi tmavých a velmi světlých stupňů šedi. To je také případ displeje na obr. 5. A to je právě to, v čem se odlišují diagnostické displeje od ostatních displejů.

Subjektivní kontrast vnímaný lidským okem v tmavé části GSDF křivky je velmi ovlivněn okolní luminancí. Na obr. 6 jsou uvedeny křivky změřené při různé okolní luminanci. Okolní luminanci ovlivňuje mnoho věcí, samozřejmě okolní osvětlení, ale např. také výmalba místnosti (bílá vs. černá), zda má lékař bílý plášť. V USA je na některých pracovištích dokonce zakázáno, aby lékař vstupoval do popisovny v bílém plášti a stěny popisoven jsou natřeny černou barvou. Report AAPM TG270 doporučuje, aby při kalibraci displeje byla zohledněna okolní luminance, přičemž by mělo platit, že okolní luminance nebude vyšší než 1/4 minimální kalibrované luminance L_min. S vyšší okolní luminancí se samozřejmě předpokládá, že bude vyšší minimální kalibrovaná luminance L_min. V případě, že nebude při kalibraci brána v potaz okolní luminance, se může stát, že vizuální sytém člověka nerozpozná kontrast na úrovni tmavých odstínů šedi a může tak dojít k přehlédnutí patologie.

Obr. 6: Vliv okolní luminance na subjektivní kontrast vnímaný okem [8]

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Konkrétně pak platí:
Pro P = 0: JND_P(0) = 46,6 + 0*2,06 = 46,60
Pro P = 1: JND_P(1) = 46,6 + 1*2,06 = 48,66
Pro P = 2: JND_P(2) = 46,6 + 2*2,06 = 50,72
…
Pro P = 255: JND_(P(255) = 46,6 + 255*2,06 = 571,6

Tím jsme přiřadili každé P-hodnotě jednu konkrétní hodnotu JND indexu. Ze vztahu (2) dopočítáme každé hodnotě JND indexu příslušnou hodnotu luminance:
L(JND = 46,6 (P=0)) = 0,50 cd/m^2
L(JND = 48,66 (P=1)) = 0,53 cd/m^2
L(JND = 50,72 (P=2)) = 0,57 cd/m^2
…
L(JND = 571,6 (P=255)) = 199,3 cd/m^2

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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