Archiv pro rubriku: Radiodiagnostika

Expoziční index (3)

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

Ještě jednou zde pro připomenutí uvádím definici deviation indexu DI:

DI = 10*log10(EI/EIT)

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Expoziční index (2)

V předešlém článku jsme si řekli o tom, jak se objevila potřeba kvantifikace kvality obrazu v závislosti na dávce u radiogramů, kvůli čemuž se zavedl expoziční index EI. Ten odrážel kvalitu obrazu vzhledem k dávce na detektoru, ale původně nebyl standardizovaný, naprosto se odlišoval pro každého výrobce. V roce 2008 došlo k zavedení jednotného expozičního indexu normou IEC 62494-1:2008 Medical electrical equipment – Exposure index of digital X-ray imaging systems – Part 1: Definitions and requirements for general radiography. Tato norma také zavádí tzv. deviation Index DI a požadovaný/cílový expoziční index target exposure index EIT. Nyní něco blíže ke každému z těchto indexů.

Expoziční index EI se stanovuje ze signálu obrazu, který je úměrný dávce absorbované v detektoru, ale ne přímo kermě ve vzduchu dopadající na detektor. Ta je v definici EI zavedena pouze pro účel kalibrace. EI lze stanovit použitím červeně zvýrazněného vztahu v tab. 1. V praxi se stanoví EI, resp. onen výrobcem uváděný index (přehled indexů pro jednotlivé výrobce je obsahem předešlého článku), provedením standardní kalibrace podle instrukcí výrobce. Poté se nasimuluje kalibrační spektrum podle charakteristiky uvedené v tab. 1. Změří se kerma ve vzduchu na vstupu do detektoru a z ní se poté vypočte hodnota EI.

Expoziční index EI byl zaveden jako indikátor kvality obrazu zohledňující také dávku absorbovanou v detektoru. Zvýší-li se dvakrát hodnota elektrického množství (mAs) při expozici za jinak nezměněných podmínek, pak platí, že se zvýší dvakrát také hodnota EI. EI se liší pro každou anatomickou oblast, projekci a detektor. EI požadovaný pro různé indikace se může lišit v závislosti na preferované kvalitě obrazu a v závislosti na použitém detektoru. Je potřeba být obezřetný v případech, kdy není pořízený radiogram dostatečně kvalitní, např. špatně zvolený vyšetřovací protokol nebo velmi špatně vykolimovaný radiogram, protože pak hodnota EI nemusí odrážet skutečnou kvalitu radiogramu.

Norma IEC 62494-1 zavádí jednotné kalibrační podmínky a definici EI a DI. Tyto podmínky jsou uvedeny v tab. 1.

Exposure Index EI = KCAL × 100 μGy-1 (unitless)
Calibration Energy RQA-5
66 – 74 kV
Calibration Filtration RQA-5 Equivalent
0.5 mm Cu + 2 mm Al or 21 mm Al
6.8 ± 0.3 mm Al HVL
Deviation Index Deviation Index
DI = 10*log10(EI/EIT)
DI format Unspecified

Tab. 1: Kalibrační podmínky pro definici EI [1, 2]

Rtg svazek, tak jak je definovaný polotloušťkou a filtrací v tab. 1, je blízký standardizovanému rtg svazku RQA-5. Při kalibraci je nutné změřit kermu ve vzduchu dopadající na detektor KCAL. EI je pak definovaný jako poměr změřené kermy KCAL a kermy 100 μGy.

Deviation index DI je parametr, který se stanoví ze vztahu zvýrazněného modře v tab. 1. DI kvantifikuje odchylku aktuálního EI od cílového (požadovaného) EIT pro danou anatomickou oblast, projekci a detektor. DI nekoreluje s dávkou absorbovanou na detektoru, jedná se o relativní ukazatel kvality výkonu radiologického asistenta z pohledu kvality (s tím souvisí i dávka), přesněji jak vzdálený je získaný EI od požadovaného EIT z hlediska poměru signálu a šumu (SNR) radiogramu v oblasti zájmu i vzhledem k dávce.

Aby bylo možné DI stanovit a efektivně používat, musí být v rtg systému k dispozici hodnoty target exposure index EIT pro všechny anatomické oblasti, projekce a používané detektory. Jedná se o cílové hodnoty EI, které jsou vyžadovány výrobcem, aby byl získaný obraz označen za kvalitní, případně akceptovatelný z hlediska kvality a dávky. Aby DI správně fungoval, musí před expozicí radiologický asistent definovat, o jakou anatomickou oblast a projekci se jedná, aby bylo možné porovnat aktuální EI s požadovaným EIT a zjistit tak DI.

Pro DI platí, že čím je DI blíže nule, tím lepší kvalita obrazu. Za ideálních podmínek by měl být DI=0. Přeexponovaný radiogram má hodnotu DI vyšší než nula, podexponovaný nižší než nula. DI je ovlivněn také správnou pozicí pacienta a vhodnou kolimací.

Je vhodné, aby byly parametry EI, EIT a DI uchovávány v DICOM hlavičce radiogramu pro možnost budoucího hodnocení a dalšího zpracování v rámci např. zajištění kvality. Dále platí, že žádný z výše definovaných indexů nelze použít pro odhad dávky pacientovi ani pro zjištění souladu s místními diagnostickými referenčními úrovněmi.

Více o závislosti DI na dávce si řekneme v následujícím článku.

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

Expoziční index (1)

U dřívějších analogových technologií, tj. u kombinací film-fólie, bylo zřejmé, že existuje vztah mezi dávkou dopadající na film a vzhledem radiogramu (optickým zčernáním, denzitou), viz obr. 1. Čím menší dávka dopadla na danou oblast filmu, tím světlejší místo v obrazu vzniklo, takže histogram byl posunut vlevo k nižším hodnotám. Nicméně tento vztah pozbývá platnosti pro digitální modality.

Obr. 1: Ukázka radiogramů film-fólie s různými histogramy optických hustot [1]

Poznámka: Při porovnání s digitálními technologiemi se dnes používá negativ. Dříve platilo, že když oblast např. za kostí obdržela nižší dávku, byla na filmu světlá. Dnes oblast s nižší dávkou má nižší signál, v obrazu by správně byla tmavší, ale používá se negativ, aby to bylo v souladu s filmy, tj. kost je stále světlá.

Digitální receptory obrazu (CR, DR) mají každý jinou citlivost na ozáření, různý dynamický rozsah a různé vnitřní škálování (konverze signálu na stupeň šedi, viz obr. 2), takže ani ze samotného histogramu není zřejmé, jaká je kvalita původních dat. Pak se může stát, že přeexponované radiogramy projdou nepovšimnuty (vysoké SNR), u významně podexponovaných radiogramů (nízké SNR) se může projevit vyšší šum, ale v mnoha případech radiogram také projde nepovšimnut. Proto bylo potřeba zavést nějaký index, který by popsal kvalitu obrazu z hlediska signálu a šumu. A tím je expoziční index.

Obr. 2: Ukázka digitálních radiogramů s různými histogramy signálů [1]

Mějme radiogram, který je uvedený na obr. 3. Jeho histogram je uvedený na obr. 4. Šedý histogram je pro celý radiogram, černý histogram je pouze pro červeně vymezenou oblast radiogramu, která představuje skutečnou oblast zájmu.

Obr. 3: Radiogram [1]

Obr. 4: Šedý histogram pro celý radiogram z obr. 3, černý histogram pro červeně vymezenou oblast radiogramu obr. 3

Na základě histogramu hodnot v obrazu a v závislosti na dávce a kalibraci se stanovil expoziční index EI (říkejme tomu expoziční index, i když to každý výrobce nazývá jinak). Ten se však lišil v závislosti na zvolené oblasti zájmu (neboli části histogramu), ze které se EI stanovoval. Některý výrobce bere celý radiogram tj. oblast, které odpovídá na obr. 4 šedý histogram, jiný výrobce bere pouze oblast zájmu, tj. oblast, které odpovídá na obr. 4 černý histogram (červeně vymezená oblast na obr. 3). Navíc EI si každý výrobce definoval jinak, takže ani ze dvou totožných histogramů nebude u dvou výrobců shodný EI. Definice EI pro různé výrobce je uvedená v tab. 1 společně s dalšími informacemi o kalibračních podmínkách a jednotkách. Navíc je velmi matoucí, že i závislosti EI na dávce není pro všechny výrobce podobná. Např. pro výrobce Fujifilm je S hodnota nepřímo úměrná dávce, tj. čím větší dávka, tím nižší hodnota EI, zatímco pro většinu výrobců je hodnota EI přímo úměrná dávce, tj. čím větší dávka na detektoru, tím vyšší hodnota EI. Závislost EI na dávce pro několik výrobců je uvedena v tab. 2.

Manufacturer Indicator Name Symbol Units Exposure Dependence Calibration Conditions
Fujifilm S Value S Unitless 200/S µ X (mR) 80 kVp, 3 mm Al “total filtration”
 S=200 @ 1 mR
Kodak Exposure Index EI mbels EI + 300 = 2X 80 kVp+1.0 mm Al+0.5 mm Cu
EI = 2000 @ 1 mR
Agfa Log of Median of histogram lgM bels lgM + 0.3 = 2X 400 Speed Class, 75 kVp + 1.5 mm Cu lgM=1.96 at 2.5 µGy
Konica Sensitivity Number S Unitless for QR = k,       200/S µ X (mR) QR=200, 80 kV S=200 @ 1 mR
Canon Reached Exposure Value REX Unitless Brightness = c1, Contrast = c2, REXµ X1 Brightness = 16, Contrast = 10,
REX ≈ 106 @ 1 mR
Canon EXP EXP Unitless EXP µ X 80 kVp, 26 mm Al, HVL = 8.2 mm Al   DFEI = 1.5    EXP =  2000 @ 1 mR
GE Uncompensated Detector Exposure UDExp mGy Air KERMA UDExp µ X (μGy) 80 kVp, standard filtration,
no grid
GE Compensated Detector Exposure CDExp mGy Air KERMA CDExp µ X (μGy)
GE Detector Exposure Index DEI Unitless DEI ≈ 2.4X (mR)  Not available
Swissray Dose Indicator  DI Unitless Not available  Not available
Imaging Dynamics Accutech  f # Unitless 2f#=X(mR)/Xtgt(mR) 80 kVp + 1 mm Cu
Philips Exposure Index EI Unitless 100/S µ X (mR) RQA5, 70 kV, +21 mm Al, HVL=7.1 mm Al
Siemens Medical Exposure Index EXI mGy Air KERMA X(mGy)=EI/100 RQA5, 70 kV +0.6 mm Cu, HVL=6.8 mm Al
Alara CR Exposure Indicator Value EIV mbels EIV + 300 = 2X 1 mR at RQA5, 70 kV, +21 mm Al, HVL=7.1 mm Al => EIV=2000
iCRco Exposure Index none Unitless Exposure Index 1 mR at 80 kVp + 1.5 mm Cu => =0
µ log [X (mR)]

Tab. 1: Expoziční index pro různé výrobce, včetně jednotek, podmínek kalibrace a závislosti na expozici [1]

Manufacturer Symbol 5 µGy 10 µGy 20 µGy
Canon REX 50 100 200
Imaging Dynamics (ST = 200) F# -1 0 1
Philips (CR-Fuji) EI 200 100 50
Philips (DR) EI 200 400 800
Fuji S 400 200 100
Carestream EI 1700 2000 2300
Siemens EI 500 1000 2000

Tab. 2: Závislost EI na dávce [1]

EI je specifický pro každého výrobce, což znepříjemňuje situaci na pracovištích, kde se využívají rtg systémy více výrobců. Pak i hodnoty EI požadované pro daný typ vyšetření na různých rtg systémech se od sebe liší, což komplikuje situaci radiologickým asistentům, jejichž snahou by mělo být získat radiogram odpovídající kvality za určité dávky neboli radiogram s hodnotou EI v doporučeném rozmezí. Avšak toto rozmezí se liší pro každého výrobce a každou anatomickou oblast.

Přestože v 90. letech minulého století došlo k zavedení EI, který kvantifikuje ozáření digitálního receptoru obrazu vzhledem k získanému signálu, chyběla zde jakákoliv standardizace. Se standardizací přišla norma IEC 62494-1:2008 Medical electrical equipment – Exposure index of digital X-ray imaging systems – Part 1: Definitions and requirements for general radiography, o které si řekneme v příštím článku, včetně toho, jaké indexy zavádí (nejde pouze o EI).

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

Jak se změnily dávky záření od roku 1896?

V tomto článku bych se ráda zaměřila na dávky záření, jaké se používaly při rtg vyšetřeních dříve a jaké se používají dnes. Už jsem se tím zabývala dříve, pak opakovaně u psaní článku o použití ochranného stínění gonád u rtg pánve, ale vždy neúspěšně, nepodařilo se mi najít vhodné zdroje informací. Ale to se změnilo, již se objevují články s rešerší na dávky v minulosti, např. „The skin dose of pelvic radiographs since 1896„.

Nyní blíže k výše uvedenému článku. Autoři se v něm zabývají tím, jaké se historicky používaly dávky záření pro radiogram pánve. Některé informace byly dohledatelné z literatury (různé knihy, časopisy, dokumentace od výrobců…), u jiných byly využity simulace. Důvodem je to, že na přelomu 19. a 20. století nebyl ještě zaveden dozimetrický systém, ani dozimetrické veličiny, ani způsoby a měřidla, kterými je měřit. K jejich zavedení došlo až v roce 1927. Takže data z let 1896-1927 jsou spíše zrekonstruovaná a dávkové hodnoty jsou převedeny do dnešních veličin.

Jen pro upřesnění, pro dávku na kůži (Skin Absorbed Dose, SAK) platí následující vztah:

SAK = ESAK * f = K_a * BSF * f,

kde ESAK je entrance surface air kerma neboli vstupní povrchová kerma ve vzduchu, f je podíl hmotnostních součinitelů absorpce pro tkáň a vodu (pro naše účely je rovno cca 1,05), K_a je kerma ve vzduchu v místě vstupu rtg svazku do pacienta, ale v případě absence pacienta a BSF je faktor zpětného rozptylu. Nadále se budeme již bavit pouze o veličině ESAK.

Ve výše zmíněném článku je velmi hezky popsáno, jak samotní autoři odhadovali hodnoty napětí (dříve se jednalo např. o jedno- a dvou-pulzní systémy, nikoliv systémy s konstantním potenciálem jako má dnes většina rtg systémů), elektrického množství (mAs), BSF (do roku 1927 hodnoty 1,11-1,17 protože se většinou používala pouze filtrace výstupním okénkem; po roce 1927 hodnoty až 1,49, protože se již používala přídavná filtrace), geometrii, tloušťky výstupního okénka a dalších parametrů potřebných pro simulaci spektra a odhad dávky. Po roce 1927 to bylo snadnější, spousta konkrétních parametrů již byla k dispozici a dokonce byly měřeny dávky termoluminiscenčními dozimetry a ionizačními komorami.

Informace z různých publikací byly často k dispozici jako konkrétní používané expoziční parametry, někdy jako rozsah hodnot. V takovém případě byla použita pro odhad dávky střední hodnota.

Autoři na základě svých zjištění při rekonstrukci spekter dávky konstatují, že v tehdejší době nebylo možné získat kvalitní radiogram pánve v AP projekci, zejména v důsledku přílišného množství rozptýleného záření, které degradovalo kontrast obrazu. Avšak radiogram kyčle, bederní páteře, ledvinových kamenů a břicha byl pravděpodobně získatelný. Dobrý radiogram pánve bylo pravděpodobně možné získat po roce 1920, kdy bylo zavedeno použití Bucky-Potterovi protirozptylové mřížky.

Konkrétní odhady vstupní povrchové kermy (ESAK) jsou uvedeny na obr. 1.

Obr. 1: Přehled ESAK (vstupní povrchová kerma) pro radiogram pánve v letech 1895-2015

Z obr. 1 je zřejmé, že odhady dávek byly provedeny různými metodami (vše je detailně popsáno v článku). Vzhledem k tomu, že osa Y je v logaritmickém měřítku, je patrné, že dávky používané pro radiogram pánve od roku 1895 až do dnešní doby mají významně klesající trend. Mezi lety 1895-1915 se ESAK pohybovala mezi 100-600 mGy. Do roku cca 1970 došlo ke snížení dávek na 10 mGy a v dnešní době se pohybujeme na úrovni 1-3 mGy. Odhady z let 1900-1926 jsou zatíženy nejistotou 40-60 %, která je však způsobena zejména samotným chováním tehdejších rtg systémů. V čase postupně klesala i nejistota odhadu dávek.

Retrospektivně se dávkami zabývali také autoři článku „Overview of patient dosimetry in diagnostic radiology in the USA for the past 50 years“ z roku 2008. Jejich hodnoty pro radiogram AP břicha jsou v souladu s hodnotami uvedenými ve výše zmíněné studii, ačkoliv jsou to hodnoty pro AP radiogram pánve.

Závěrem lze říci, že autoři provedli skvělou práci, když dokázali dohledat a zrekonstruovat dávky používané pro AP radiogram pánve před více než sto lety. Z výsledků vyplývá, že od objevení rtg záření a jeho zavedení do klinické praxe před rokem 1900 došlo k významnému snížení dávek, v průměru cca 400x. Takže se dá říct, že dnes se pohybují dávky pacientům přibližně na úrovni 1 % a méně ve srovnání s tehdejší dobou. Velkým přínosem bylo zavedení zesilujících fólií u filmů, čímž došlo ke snížení dávek cca 5-10x.

Použitá literatura
Kemerink GJ, Kütterer G, Kicken PJ, van Engelshoven JMA, Simon KJ, Wildberger JE. The skin dose of pelvic radiographs since 1895. Insights into Imaging, 2019; 10:39.

CODE = COnceptus Dose Estimation (3)

V dnešním článku si řekneme o použití CODE pro odhad dávek na plod u těhotných žen pracujících na katetrizačním sále (lékařky, radiologické asistentky, zdravotní sestry…).

Ve výběru modality klikneme v levém sloupci na „Fluoroscopically-guided Procedures“. Poté se nám objeví tabulka k doplnění. V prvním kroku se zvolí anatomická oblast, ve které byl u pacienta proveden výkon, viz obr. 1. Nechť je to oblast břicha („Abdomen“).

Obr. 1: Volba anatomické oblasti u pacienta

Poté jsou nabídnuty projekce a opět je nutné jednu zvolit, viz. obr. 2.

Obr. 2: Volba projekce u pacienta

Následně je potřeba zadat napětí, filtraci (základní + přídavnou), velikost pole, součin kermy a plochy, fázi těhotenství a nakonec také ekvivalent Pb použité ochranné stínící zástěry, viz. obr. 3 (zadány náhodně zvolené parametry).

Obr. 3: Zadání parametrů pro odhad dávky na plod u těhotné ženy pracující na katetrizačním sále

Pod tabulkou pro zadání parametrů se navíc objeví nákres katetrizačního sálu, na kterém je potřeba zvolit, v jaké pozici a vzdálenosti od pacienta se těhotná žena nacházela, viz obr. 4.

Obr. 4: Volba pozice a vzdálenosti těhotné ženy od pacienta

Na základě zadaných parametrů a zvolené pozice se poté odhadne dávka na plod. Odhad dávky na plod těhotné ženy pracující na katetrizačním sále je poté potřeba provést pro všechny výkony, u kterých byla žena přítomna. Dávky na plod jsou nejvyšší u výkonů v oblasti břicha, protože tam lékařka stojí velmi blízko ozařované oblasti, tedy v oblasti většího množství rozptýleného záření. Naopak pro kardiologické výkony je dávka na plod podstatně nižší, protože ozařovaná oblast se nachází dále od lékařky (typicky se přistupuje do krevního řečiště femorálním nebo radiálním přístupem). Celkově se však jedná o dávky v setinách až desetinách mSv. Na plod se vztahuje stejný limit jako na každého jiného obyvatele. tj. 1 mSv.

K této části softwaru CODE opět existuje manuál (nápověda), který je dostupný na horní liště jako Help nebo zde. Nápověda obsahuje i definici jednotlivých projekcí.

CODE = COnceptus Dose Estimation (2)

V dnešním článku si řekneme více o použití softwaru CODE pro odhad dávek na plod u těhotných pacientek podstupujících skiaskopicky vedené výkony. Jen pro připomenutí, software CODE je dostupný online po bezplatné registraci na: http://embryodose.med.uoc.gr/code/.

Po přihlášení zvolme druh modality „Fluoroscopy“ neboli skiaskopicky vedené výkony. Následně je požadována fáze těhotenství, nechť je to první trimestr, viz obr. 1.

Obr. 1: Výběr modality skiaskopicky vedené výkony a fáze těhotenství

Po volbě fáze těhotenství máme na výběr buď skiaskopické projekce („Fluoroscopic projections“) nebo skiaskopické výkony („Fluoroscopic procedures“). Zvolme skiaskopické projekce („Fluoroscopic projections“). Zde jsou poté předdefinované projekce pro oblast hrudníku a srdce („Thorax_Heart“), pro horní břicho („Upper Abdomen“) a dolní břicho („Lower Abdomen_Pelvis“). Zvolila jsem hned první projekci „Esophagus LAO“. Zkratka LAO představuje projekci Left Anterior Oblique neboli levá šikmá přední. Nicméně na rozdíl od klasické skiagrafie popisuje projekce pozici detektoru, nikoli směr, v jakém rtg svazek prochází tělem pacienta. U pozice LAO je detektor umístěn na levé přední straně pacienta, takže rtg svazek vstupuje do pacienta na pravé zadní straně, prochází pacientem zprava doleva, zezadu dopředu. Projekce LAO 90° pak popisuje (platí i pro intervenční kardiologii) levou bočnou projekci, u které je detektor umístěn na levé straně pacienta, takže rtg svazek vstupuje do pacienta na jeho pravém boku. Pro projekce AP a PA však platí, že popisují směr rtg svazku jako ve skiagrafii, tj. AP popisuje předo-zadní projekci, PA zado-přední. Definici konkrétních projekcí lze získat také v manuálu pro odhad dávek na plod pro těhotné ženy pracující na katetrizačním sále (více v příštím článku).

Po zvolení „Esophagus LAO“ se mi objeví tabulka pro zadání napětí, součinu kermy a plochy, vzdálenosti pacienta od ohniska (FSD = focus to skin distance) a základní (mm Al) + přídavné (mm Cu) filtrace, viz obr. 2. Zadám hodnoty a poté kliknu na Calculate a ihned mám k dispozici dávku na plod.

Obr. 2: Výběr skiaskopické projekce mimo oblast břicha/pánve

U projekcí mimo břicho a pánev, tj. v případech, kdy se plod nevyskytnul v primárním rtg svazku, jsou všechny výše zmíněné parametry dostatečné pro odhad dávky, která bude obecně velmi nízká, protože plod obdrží dávku pouze z rozptýleného záření. Jiná situace je v případech, kdy se plod nachází v primárním rtg svazku. Zvolme tedy novou projekci, „Pelvis AP“ z podzáložky „Lower Abdomen_Pelvis“. Mezi požadovanými parametry je již požadována i hloubka plodu (pouze u prvního trimestru), viz obr. 3. Jak bylo zmíněno v předešlém článku, není-li známa hloubka uložení plodu, zadává se standardně hodnota 9 cm.

Obr. 3: Výběr skiaskopické projekce v oblast břicha/pánve

Při zaškrtnutí více projekcí je možné zadat parametry pro více projekcí a poskládat tak z nich celý výkon. Výsledná dávka je pak součtem dávek ze všech projekcí a je možné také vidět, která projekce představovala pro plod největší zátěž, viz. obr. 4.

Obr. 4: Souhrn dávek z několika projekcí (náhodně zvolené expoziční parametry)

Nyní se podívejme na skiaskopicky vedené výkony, podzáložka „Fluoroscopic Procedures“. Jednak je zde možné zvolit oblast výkonu – gastrointestinální, kardiologická, ortopedická a jiná. Klikneme-li na některou oblast, např. kardiologickou, nabídnou se nám ještě různé typy výkonů (v kardiologii koronarografie a angioplastika, implantace kardiostimulátoru nebo katétrová ablace), poté teprve projekce s konkrétními expozičními parametry, viz obr. 5.

Obr. 5: Výběr typu výkonu a projekcí

Software samozřejmě disponuje i manuálem (nápovědou), který je k dispozici na horní liště pod slovem Help nebo také zde. Toto je již vše k použití softwaru CODE pro odhad dávek na plod těhotných pacientek. CODE však dokáže odhadnout dávku na plod i u těhotných žen pracujících na katetrizačním sále, o tom ale až v následujícím článku.

CODE = COnceptus Dose Estimation (1)

Jak jsem zmiňovala v předešlém článku, tento článek bude o použití softwaru CODE pro odhad dávek na plod. Software je dostupný online po bezplatné registraci na: http://embryodose.med.uoc.gr/code/.

Software umožňuje stanovit dávky na plod z různých modalit v různých fázích těhotenství. Navíc je možné stanovit dávku na plod u pracovnic (lékařky, radiologické asistentky, zdravotní sestry), které byly přítomny na katetrizačním sále.

Zůstaňme nejprve u vyšetření (ozáření) těhotných pacientek. Po přihlášení je nutné zvolit druh modality, viz obr. 1 vlevo. Na výběr máme Radiography (=skiagrafie), Fluoroscopy (=intervenční a skiaskopické výkony) a Computed Tomography (=výpočetní tomografie, CT).

Obr. 1: Výběr zobrazovací modality

Zvolím tedy nejprve skiagrafii. Po kliknutí se mi objeví požadavek na doplnění dalších údajů, viz obr. 2. Prvním povinným údajem je fáze těhotenství (1., 2. nebo 3. trimestr). Druhým údajem je typ vyšetření, viz obr. 3. Z nabízených skiagrafických vyšetření je zřejmé, že se odhad dávek na plod dá provést pouze pro ta rtg vyšetření, u kterých se celý plod nebo jeho část může vyskytnout v primárním rtg svazku. Pro jiná vyšetření nemá cenu dávku na plod stanovovat. V dalším kroku se pak volí projekce použitá u skiagrafického vyšetření, viz obr. 4. U projekce na břicho („Abdomen“) je v prvním trimestru nutné ještě zadat hloubku umístění plodu v AP směru (v případě, že není známá, se zadává hodnota 9 cm).

Obr. 2: Skiagrafie – výběr fáze těhotenství

Obr. 3: Skiagrafie – výběr typu skiagrafického vyšetření

Obr. 4: Skiagrafie – výběr projekce u skiagrafického vyšetření

V dalších krocích se vybere hodnota napětí, použité mAs a vzdálenost ohnisko – kůže pacientky. Poté následuje zadání výstupu rentgenky (mGy/mAs) pro danou hodnotu napětí (kV_0) a vzdálenost ohnisko – detektor (FDD_0) a celková filtrace. Tyto údaje je potřeba vzít ze zkoušky dlouhodobé stability (ZDS). Pak už se jen stiskne tlačítko „Calculate“ a výsledkem je dávka na plod pro dané vyšetření, viz obr. 5 pro údaje přibližně použitelné pro rtg břicha v PA projekci. Expoziční parametry a informace o rtg ze ZDS se samozřejmě liší pro každé vyšetření, nelze je zobecnit.

Obr. 5: Výsledná hodnota dávky na plod a s tím spojené riziko pro rtg břicha v PA projekci

Výsledná dávka na plod pro mnou zadané údaje je 3.8 mGy, což je velmi nízká dávka, proto s tím není spojen vyšší výskyt malformací, než je spontánní výskyt (neboli výskyt bez ozáření), podobně riziko vzniku rakoviny v dětském věku (0-19 let) je stejné, jako je spontánní výskyt.

Nyní se přesuňme k CT, skiaskopii si necháme na příští článek. Po kliknutí na CT máme na výběr fázi těhotenství. Zde je dělení odlišné než u skiagrafie, volíme podle týdne, nikoliv trimestru. Zvolím např. 0-7. týden těhotenství. Následně se mi objeví další řádky k doplnění údajů, viz. obr. 6.

Obr. 6: CT – zadání parametrů vyšetření a parametrů pacientky

Jak už jsem zmínila výše, tak hloubka plodu se zadává jako 9 cm, není-li z CT dat zjištěno jinak. Poté se zadá hodnota mAs, napětí, pitch faktor, kolimace, obvod pacientky v oblasti plodu a parametry CTDI_free-in-air a CTDI_w ze ZDS. Následně je ještě nutné zadat rozsah CT skenu, buď posunutím červených svislých čar na obrázku vpravo nebo zadáním konkrétních hodnot v cm pod obrázkem (start of scan, end of scan). Já jsem si opět vybrala libovolné, ale použitelné parametry pro CT břicha, viz obr. 7, kde už je vypočítaná i dávka na plod a s tím spojené riziko.

Obr. 7: Výsledná hodnota dávky na plod a s tím spojené riziko pro CT břicha

Z obr. 7 je zřejmé, že ani CT vyšetření břicha neznamená velkou dávku na plod, ale vždy záleží na konkrétním nastavení při CT vyšetření.

V případě, že by si člověk nevěděl rady s některými parametry, existuje i nápověda označená „Help“, viz obr. 8 žlutou barvou. Každá z modalit má svoji nápovědu.

Obr. 8: Nápověda v CODE

Odhad dávek na plod z rtg výkonů

O dávkách na plod z rtg výkonů toho již bylo napsáno více, v dnešním článku se zaměřím na odhad dávek na embryo/plod na základě znalosti konkrétních expozičních parametrů, včetně znalosti geometrie, a fáze těhotenství. Pro posouzení rizika poškození embrya/plodu v důsledku ozáření je nutné zohlednit mimo dávku na plod i fázi vývoje, více zde. Obecně platí, že riziko spojené s ozářením, kdy se plod nachází mimo vyšetřovanou oblast, je zanedbatelné, pro takové případy není potřeba provádět odhad dávky na plod. Nadále se tedy omezíme na odhad dávek na plod v případech, kdy se plod nacházel ve vyšetřované oblasti.

Poznámka: Dále nebudu rozlišovat plod a embryo, budu používat pouze termín plod.

V případech, kdy se plod nacházel při rtg vyšetření v primárním svazku neboli ve vyšetřované oblasti, je možné pro odhad dávek na plod využít některé softwary určené primárně pro odhad orgánových dávek. Avšak takové softwary lze použít pouze v počátečních fázích těhotenství (cca v prvním trimestru), kdy lze předpokládat, že dávka na dělohu přibližně odpovídá dávce na plod (viz obr. 1). V pozdější fázi těhotenství tento předpoklad již použít nelze a je potřeba použít software dedikovaný přímo pro odhad dávek na plod.

Obr. 1: Poloha a velikost plodu v různých fázích těhotenství (https://cz.pinterest.com/pin/441352832226916270/?lp=true)

Softwary pro odhad orgánových dávek se liší podle toho, o jakou se jedná vyšetřovací modalitu. V následující tabulce 1 je přehled softwarů použitelných pro odhad dávek na plod a v popisu je uvedeno, pro jakou modalitu a za jakých podmínek lze software použít.

Software Popis softwaru
PCXMC – STUK, Finsko Použití pro skiagrafické, skiaskopické a intervenční výkony; umožňuje pouze odhad dávky na dělohu ~ lze použít pouze pro 1. trimestr; pořizovací cena cca 750 €
CODE (Conceptus Dose Estimation) – University of Crete, Řecko Použití pro skiagrafické, skiaskopické, intervenční (použití pouze standardizovaných projekcí) i CT výkony; umožňuje odhad dávky na dělohu pro 1., 2. a 3. trimestr; k dispozici volně po registraci
CT-Expo – Sascrad, Německo Použití pro CT výkony na modernějších CT skenerech; umožňuje pouze odhad dávky na dělohu ~ lze použít pouze pro 1. trimestr; pořizovací náklady cca 50 €
ImPACT CT – NHS, Velká Británie Použití pro CT výkony na starších CT skenerech; umožňuje pouze odhad dávky na dělohu ~ lze použít pouze pro 1. trimestr; pro registraci a poskytnutí knihoven nutné kontaktovat National Health Trust
ImpactDose – CT Imaging GmbH, Německo Použití pro CT výkony na modernějších CT skenerech; umožňuje pouze odhad dávky na dělohu ~ lze použít pouze pro 1. trimestr; pořizovací náklady cca 730 €
ImpactMC – CT Imaging GmbH, Německo Použití pro CT výkony na základě naimportovaných CT dat skutečné pacientky; umožňuje odhad dávky pro 1., 2. a 3. trimestr; pořizovací náklady na vyžádání u výrobce

Tab. 1: Seznam softwarů použitelných pro odhad dávky na plod

Pro odhad dávek na plod ve skiagrafii a při intervenčních výkonech lze použít software PCXMC. Jak bylo uvedeno výše, v prvním trimestru se dá předpokládat, že dávka na dělohu odpovídá dávce na plod, takže se v takovém případě požije odhad dávky na dělohu. Výhodou softwaru je, že je možné měnit i velikost pacientky, což není případ všech softwarů.

Pro odhad dávek na plod z CT výkonů lze použít většinu softwarů pro stanovení orgánových dávek z CT, např. CT-Expo, ImPACT CT, ImpactDose…, avšak pouze v prvním trimestru. Nevýhodou softwarů CT-Expo a ImPACT CT je nemožnost zadat aktuální rozměr pacientky, zde je pouze jedna standardní velikost, ImpactDose umožňuje zadání konkrétních rozměrů (AP a LAT rozměr přes břicho).

Pro odhad dávek na plod z CT v pozdější fázi těhotenství, ve druhém a třetím trimestru, lze použít CODE a ImpactMC. ImpactMC je založen na simulacích Monte Carlo a na základě CT dat z vyšetření konkrétní těhotné pacientky. Na těchto datech je nutné vyznačit plod a následnou simulací se stanoví dávka na plod.

Za nejuniverzálnější a nejdostupnější software považuji software CODE, i proto je v tabulce vyznačen červeně. Tento software umožňuje provést odhad dávky na plod v jakékoliv fázi těhotenství a pro jakoukoliv zobrazovací modalitu. Vstupními parametry jsou konkrétní expoziční parametry a geometrie, pro CT se navíc zadává i obvod vyšetřované pacientky a hloubka uložení plodu. Autoři tohoto softwaru, prof. John Damilakis a jeho spolupracovníci z University of Crete, publikovali řadu článků, ve kterých odvodili konverzní koeficienty pro odhad dávky na plod ze skiagrafických a poté i z CT vyšetření (1, 2, 3). Na základě těchto koeficientů pak napsali software CODE. Právě použití konverzních koeficientů je další možností, jak lze provést odhad dávek na plod, avšak jednodušší je samozřejmě použití výše zmíněných softwarů.

Softwarů použitelných pro odhad dávky na plod existuje samozřejmě více, uvedla jsem zde ty, se kterými mám vlastní zkušenosti. V následujícím článku bude podrobně rozebrán software CODE, aby bylo zřejmé, jak ho lze použít.

Použitá literatura
Súkupová L. Způsoby odhadu dávek na plod z různých rtg výkonů provedených u gravidních žen. Ces Radiol 2016; 70(3): 185-193.
Súkupová L, Vachata P. Riziko poškození plodu v důsledku rentgenových výkonů u gravidních žen. Cesk Slov Neurol N 2017; 80/113(3): 276-279.

Použití ochranného stínění gonád

Nedávno jsem v jednom článku psala o použití ochranného stínění při rtg výkonech. Na základě článku [1], ze kterého jsem vycházela, došlo k nečekaným situacím v USA. O použití ochranného stínění se strhla velká diskuze. American Association of Physicists in Medicine dokonce vydala prohlášení, aby ochranné stínění gonád a plodu u rtg vyšetření nebylo používáno. Jednak může být při použití ochranného stínění zastíněna anatomická oblast, jejíž zobrazení je požadováno, ale navíc samotná přítomnost ochranného stínění nepříznivě ovlivňuje fungování expoziční automatiky, čímž dochází k velkému nárůstu dávky pacientům. Jedná se např. o studii [2], ve které se autoři zabývali vlivem ochranného stínění na dávku pacientovi při použití expoziční automatiky (AEC). Výsledkem bylo zjištění, že se hodnota součinu kermy a plochy P_KA při překrytí prostředního senzoru AEC zvýšila o 147 % pro fantom dospělého člověka a o 63 % pro fantom pětiletého dítěte. Zvýšením hodnoty P_KA se zvýšila i orgánová dávka orgánů umístěných okolo ochranného stínění, konkrétně pak u fantomu dospělého pacienta došlo ke zvýšení dávek na tlusté střevo, žaludek a vaječníky o 17-100 %, u fantomu pětiletého dítěte šlo o zvýšení pro tytéž orgány o 21-51 %. Avšak je potřeba říct, že orgány umístěné pod ochranným stíněním obdržely dávku menší o 16 % u fantomu dospělého pacienta a o 67 % u fantomu pětiletého dítěte (přehledně jsou konkrétní dávky znázorněny na obr. 1).

Obr. 1: Změna orgánových dávek s použitím a bez použití ochranného stínění gonád [2]

Avšak zde stojíme před otázkou, jestli ušetřená dávka převáží zvýšení dávky ostatním orgánům. Odpověď bude spíše negativní. Radiační váhový faktor gonád byl z hodnoty 0,25 doporučené v ICRP 26 (1977) v průběhu času snížen až na 0,08 v ICRP 103 (2007). Důvodem bylo zjištění, že gonády nenesou tak vysoké riziko z hlediska stochastických účinků. Současně s tímto snížením však došlo ke zvýšení radiačního váhového faktoru pro žaludek a tlusté střevo, u kterých se v průběhu času ukázala vysoká citlivost na ozáření. V původním ICRP 26 jim nebyl přiřazen radiační váhový faktor, avšak v ICRP 103 již mají faktor 0,12. Tedy oba tyto orgány dohromady jsou třikrát citlivější na ozáření než gonády. Proto je důležité brát ohled zejména na tyto orgány a nejen snažit se za každou cenu snížit dávku na „necitlivé“ gonády [3].

Poznámka: Při rtg vyšetření pánve malých dětí se používá prostřední senzor AEC, protože periferní senzory AEC nemusí být malým dítětem překryty kompletně a nefungovaly by správně. Takže se jedná o situaci, kdy je skutečně nutné použít prostřední senzor AEC a tudíž pravděpodobnost interference s ochranným stíněním je vysoká.

Ještě bych se krátce vrátila k druhému problému, kterým je zastínění anatomických oblastí, které jsou potřebné pro stanovení diagnózy. Bohužel se často stává, že ochranné stínění není umístěno správně, v důsledku čehož je nutné rtg vyšetření zopakovat. Např. autoři studie [4] konstatovali, že u 91 % rtg vyšetření pánve dívek a u 66 % rtg vyšetření pánve chlapců bylo ochranné stínění umístěno špatně, v důsledku čehož byla některá vyšetření opakována.

Z praktického hlediska je potřeba pacientům, zejména tedy rodičům, citlivě vysvětlit, proč ochranné stínění gonád již není vhodné, případně objasnit, proč se praxe za poslední roky změnila. Přece jen to může mít významný psychologický dopad [3].

Použitá literatura
[1] Marsh RM, Silosky M. Patient shielding in diagnostic imaging: Discontinuing a legacy practice. AJR 2019; 212: 1-3.
[2] Kaplan SL, Magill D, Felice MA, Xiao R, Ali S, Zhu X. Female gonadal shielding with automatic exposure control increases radiation risk. Pediatr Radiol 2018; 48: 227-234.
[3] Strauss KJ, Gingold EL, Frush DP. Reconsidering the value of gonadal shielding during abdominal/pelvic radiography. J Am Coll Radiol 2017; 14(12): 1635-1636.
[4] Frantzen MJ, Robben S, Postma AA, Zoetelief J, Wildberger JE. Gonad shielding in paediatric pelvic radiography: Disadvantages prevail over benefit. Insights Imaging 2012; 3: 23-32.

Používat ochranné stínění u rtg a CT vyšetření?

Nedávno jsem narazila na zajímavý článek o použití ochranného stínění u pacientů. Proto dnešní příspěvek bude převážně o skutečnostech vyplývajících z článku.

Často mi chodí dotazy od pacientů, jestli je vhodné/nutné/žádoucí použití ochranného stínění pacientů při různých rtg a CT vyšetřeních. O užitečnosti či neužitečnosti bylo publikováno mnoho článků, ale obecně se dá říct, že benefit plynoucí z použití ochranného stínění je velmi malý až zanedbatelný. To ostatně vyplynulo i z článku, na který se výše odkazuji.

Autoři v článku uvádějí, že původně (před rokem 1980) bylo ochranné stínění zavedeno proto, aby byly chráněny pohlavní orgány, aby nedocházelo ke vzniku dědičných poškození. Ochranné stínění na pacientech tedy nebylo původně zamýšleno jako ochrana před stochastickými účinky, k tomu to dospělo až časem… Nicméně publikované studie nedokazují, že by docházelo v důsledku ozáření ke vzniku dědičných poškození. Ale i z hlediska těch platí, že pohlavní orgány nejsou tak radiosenzitivní, jak se myslelo. V průběhu času totiž došlo ke snížení tkáňových váhových faktorů z původní hodnoty 0,20 (ICRP 1991) na hodnotu 0,08 (ICRP 2007).

Další skutečností je, že dávky záření, které pacienti obdrželi před cca 40-50 lety, byly podstatně vyšší než v dnešní době. Například orgánová dávka na vaječníky u rtg pánve v AP projekci dosahovala hodnot cca 1,2 mGy, zatímco v roce 2012 to bylo okolo 0,01 mGy. Zde vidíme redukci dávky o více než 99 %. Proto i prahová hodnota 100 mGy pro vznik poškození plodu u těhotných pacientek je velmi vzdálená od těch, které obdrží plod při rtg a CT vyšetřeních dané oblasti. Navíc i samotná hodnota 100 mGy je dost vzdálená od hodnot dávek, u kterých byl různými studiemi prokázán vznik poškození (od 500 mGy nahoru).

Při použití ochranného stínění je potřeba zohlednit, jaká část těla má být stíněna. Jedná-li se o chránění oblasti mimo primární rtg svazek, pak nemá ochranné stínění význam, protože velká většina ozáření vzniká interním rozptylem, tedy rozptylem záření uvnitř pacienta. Proti tomuto ozáření ochranné stínění nefunguje. A to ani u dětí, ani těhotných pacientek (typicky při CT plic z důvodu plicní embolie nemá význam stínit břicho a pánev pacientky). Jedná-li se o použití ochranného stínění v primárním svazku, pak může dojít při opomenutí expoziční automatiky k drastickému zvýšení dávky. Rtg systém totiž předpokládá, že se vyšetřuje objemnější pacient, který více zeslabí záření, proto expozici prodlouží. Stejně je tomu u CT, kdy ochranné stínění v primárním svazku vede ke zvýšení proudu. Je-li expozice nastavena manuálně, takže ani přítomnost ochranného stínění nezvýší dávku, může dojít k zastínění oblasti ochranným stíněním, čímž se výsledný obraz stává nepoužitelným, i když byla použita požadovaná dávka.

Podstatně efektivnější než použití ochranného stínění je dobrá kolimace, tj. vykolimování primárního rtg svazku tak, aby se v primárním rtg svazku skutečně vyskytovala pouze ta oblast, ve které má být provedena diagnostika. Dalším krokem, který vede ke snížení dávek pacientům, je zavedení větší přídavné filtrace. Tím je z primárního svazku odfiltrována nízkoenergetická část spektra. Tyto fotony by se pohltily v pacientovi, ale nepřispěly by k tvorbě obrazu. V neposlední řadě vedlo ke snížení dávek také zavedené digitálních receptorů obrazu, čímž se minimalizovaly opakované expozice z důvodu přeexponování nebo podexponování, což bylo spojeno s použitím filmů.

V neprospěch použití ochranného stínění mluví v neposlední řadě i další studie, které dokládají, že u velké většiny dívek při skiagrafickém vyšetření pánve není ochranné stínění umístěno správně. To často vede k opakování expozice, což znamená další dávku.

Co říct závěrem? Je na čase upustit od použití ochranného stínění a zaměřit se na důležitější skutečnosti, jakými jsou např. správná kolimace a optimální nastavení expoziční automatiky. Ale u pacientů, u kterých má použití ochranného stínění významný psychologický efekt, nechť je stínění používáno i nadále, ale s opatrností při umístění do primárního rtg svazku.

Použitá literatura
Marsh RM, Silosky M. Patient shielding in diagnostic imaging: Discontinuing a legacy practice. AJR 2019; 212: 1-3.

Perspektiva photon counting CT (3)

V předešlém článku jsme si řekli, že již existují instalované prototypy CT s photon-counting detektory (PCD), avšak všechny jsou určeny pouze pro vědecké účely. Z těchto prototypů výrobci získávají informace, které používají k další optimalizaci skenerů. Masová produkce CT skenerů s PCD zatím není možná kvůli vysokým nákladům na výrobu detektorů. Tyto náklady zatím nejsou pro lékařskou komunitu akceptovatelné. Uvážíme-li rychlost vývoje, dá se očekávat, že během následujících 5-10 let by mohly být CT skenery s PCD zavedeny i do klinické praxe. Jejich hlavním benefitem by mělo být významné snížení dávek pacientům díky energetickému rozlišení fotonů (vedoucí k velké redukci šumu), jak bylo popsáno v předešlém příspěvku, lepší prostorové rozlišení (jedná se o high-spatial-resolution detektory), redukce artefaktů a možnost použití jiných než jodových kontrastních látek.

Ve studii [2] autoři uvádějí, že při testech na vodním fantomu s jodovou kontrastní látkou zjistili, že použitím CT s PCD místo energii-integrujících detektorů (EID) byl získán o 32 % lepší kontrast, což ve výsledku umožňuje snížení dávky. Snížení dávky o cca 30 % při použití CT s PCD potvrdily dvě studie [3, 4].

Výborného prostorového rozlišení CT s PCD se využívá na dedikovaných prsních CT skenerech. V těchto případech se využívají detektory určené pro malé četnosti fotonů, u jiných vyšetření tyto detektory kvůli velkým četnostem fotonů využít nelze. Prostorové rozlišení je výhodou také při zobrazení drobných kůstek sluchového ústrojí. Dále ho lze využít u CT hrudníku pro získání obrazu s vysokým prostorovým rozlišením. Díky tomu je pak možné lépe charakterizovat  tvar, velikost a denzitu plicních nodulů.

Další velkou oblastí využití CT s PCD je zobrazení kardiovaskulárního systému. V dnešní době je často miniinvazivní diagnostická katétrová angiografie nahrazena neinvazivní CT angiografií. Taktéž zobrazení koronárních tepen na CT je v současné době již možné, což bylo dříve nereálné kvůli nedostatečnému časovému rozlišení, CT byla příliš pomalá. Avšak současná CT mají stále ještě rezervu v dostatečném prostorovém rozlišení u zúžených tepen (velikosti jednoho milimetru), ve kterých kalcifikace způsobují v CT obraze artefakty. Doba rotace u CT s PCD je zatím pouze 0,5 s, limitací je pomalý přenos dat a zatím neověřená stabilita PCD při velkých odstředivých silách. Ale u klinicky využívaných CT skenerů s PCD se očekává, že doba rotace bude obdobná jako u nynějších CT skenerů, tedy 0,2-0,3 s.

Taktéž ortopedie by měla profitovat z CT s PCD. Právě zobrazení velmi denzních struktur, jakými jsou kostní struktury, je na CT s PCD přímo excelentní. Materiálová dekompozice by pak mohla pomoci odhalit edémy kostní dřeně bez nutnosti MR zobrazení. Avšak výsledky takových studií se stále očekávají. V neposlední řadě by z CT s PCD mělo profitovat i zobrazení hlavy a krku, např. při stagingu některých typů maligních onemocnění.

V neposlední řadě může pomoci CT s PCD k redukci artefaktů způsobených tvrdnutím svazku, mezi které patří i kovové artefakty způsobené např. přítomností kovové protézy ve skenovaném objemu. Očekává se také redukce tzv. blooming artefaktů, které vznikají např. u již zmiňované kalcifikace v tepně nebo v přítomnosti tepen blízko kosti nebo v přítomnosti stentů. Ukázka takových CT obrazů je uvedena na obr. 1.

Obr. 1: Ukázka axiálních (řádek A), koronálních (řádek B) a koronálních MIP (řádek C) řezů koronárního stentu ze slitiny chromu a platiny s průměrem 2,75 mm. Data ve sloupcích A a B byla získána v dual energy módu použitím CT skeneru s EID Somatom Flash a Somatom Force s izotropním rozlišením 0,6 mm. Data ve sloupci C byla získána na CT skeneru s PCD ve standardním makro rozlišení, ve sloupci D v mikro rozlišení (ultra high resolution). Všechny data byla rekonstruována filtrovanou zpětnou projekcí s vhodně zvoleným rekonstrukčním filtrem.

S použitím CT s PCD by mělo být také sníženo množství aplikované kontrastní látky, což umožní šetřit ledviny pacientů (podstatné zejména u starších pacientů). Očekává se také, že s použitím CT s PCD by mohly být do praxe zavedeny další kontrastní látky, např. látky využívající prvky s vysokým atomovým číslem, ale jiné než jód, baryum a gadolinium. Uvažuje se o platině, zlatu, xenonu, bizmutu, wolframu, stříbru. Využití CT s PCD by bylo také v molekulárním zobrazování.

Použitá literatura
[1] Willemink MJ, Persson M, Pourmorteza A, Pelc NJ, Fleischmann D. Photon-counting CT: Technical principles and clinical prospects. Radiology 2018; 289: 293-312.
[2] Kappler S, Hannemann T, Kraft E, et al. First results from a hybrid prototype CT scanner for exploring benefits of quantum-counting in clinical CT. Proceedings of SPIE: medical imaging 2012 – physics of medical imaging. Vol 8313, 2012.
[3] Pourmorteza A, Symons R, Reich DS, et al. Photon-counting CT of the brain: in vivo human results and image quality assessment. AJNR Am J Neuroradiol 2017; 38(12): 2257-2263.

Perspektiva photon counting CT (2)

V předešlém článku jsme si řekli o cross-talku a pile-up efektu u photon counting detektorů (PCD). V dnešním článku budeme v tématu PCD pokračovat.

Redukce šumu a zlepšení CNR
Ideální PCD dokáže produkovat obrazy s nižším šumem než běžný energii integrující detektor (EID) díky schopnosti odlišit fotony různých energií (prahování a rozdělení fotonů do energetických binů), čímž je možné použít různé váhové koeficienty pro fotony různých energií. U EID platí, že fotony s vyšší energií přispívají relativně více než fotony s nižší energií (jeden foton s energií 20 keV nedodá tolik energie jako jeden foton s energií 40 keV, proto je příspěvek 40 keV do EID dvakrát větší než pro 20 keV, přestože šlo početně o jeden a jeden foton). To má nepříznivý efekt na poměr kontrastu a šumu (CNR) výsledného obrazu. Tomu se dá u PCD vyhnout a zlepšit CNR váhováním, kdy fotonům s nižší energií je připsána větší váha, protože fotony nízkých energií jsou právě „nositelé“ kontrastu (rozdíl v zeslabení rtg fotonů s nižší energií je díky fotoefektu podstatně větší než pro vyšší energie, viz obr. 1). Připsání větší váhy fotonům nižších energiích však vede k větším artefaktům z tvrdnutí svazku (beam-hardening artifacts), čemuž se lze vyhnout materiálovou dekompozicí. [1]

Obr. 1: Zeslabení rtg fotonů v závislosti na energii pro různé materiály [1]

Zlepšení CNR váhováním vlivu fotonů s různými energiemi u PCD bylo prokázáno v několika studiích. Jednou byla např. studie Pourmorteza [2], kdy byl prokázán poměr CNR mezi bílou a šedou kůrou mozkovou o 30 % vyšší (nativní CT vyšetření).

Avšak nic není ideální. Větší vahou fotonů nízkých energií dochází ke zvýraznění fotonů především ve významně zeslabujících materiálech (jód, vápník). Dále také platí, že elektronický šum má nepříznivý vliv zejména u nízkých dávek (elektronický šum nás omezuje v tom, abychom šli s dávkami stále dolů), avšak u vyšších dávek je vliv elektronického šumu zanedbatelný (ukázka vlivu elektronického šumu na celkový signál je ilustrována na obr. 2 [3]). Proto nás u běžných CT vyšetření elektronický šum limituje pouze v oblastech za velmi zeslabujícími strukturami (kosti, kovové objekty). [1]

Obr. 2: Vliv elektronického šumu na výsledný signál [3]

Prostorové rozlišení
Prostorové rozlišení CT skenerů je limitováno především velikostí samotných detekčních elementů. V nynější době CT skenery používají detekční elementy o velikosti cca 1 x 1 mm^2. Jedná se o fyzickou velikost detekčního elementu, ale často se uvádí velikost přepočítaná do izocentra CT skeneru pomocí faktoru zvětšení, který se pohybuje mezi 1,5-2,0. Takže velikost detekčního elementu v izocentru je běžně 0,5 x 0,5 mm^2 až 0,6 x 0,6 mm^2. V posledních dvou desetiletích nedošlo k výraznému zmenšení velikosti detekčních elementů u EID. Každý detekční elementu je od sousedního elementu oddělen velmi tenkými odrazivými septy k redukci cross-talku. Zmenšením detekčních elementů je těžší ohraničit každý element těmito septy, aniž by došlo k velkému snížení detekční účinnosti a taktéž aby nebyl významný chargé-sharing. Detekční elementy PCD nejsou od sebe odděleny septy, ale i tak mají menší velikost než detekční elementy EID kvůli, aby se zamezilo pile-up efektu. Velikost detekčních elementů u CT s PCD se pohybuje v rozmezí 0,11 x 0,11  mm^2 až 0,5 x 0,5 mm^2, z čehož lze získat prostorové rozlišení 0,07 x 0,07 mm^2 až 0,28 x 0,28 mm^2 (za předpokladu použití dostatečně malého ohniska, u klinických skenerů by však prostorové rozlišení bylo limitováno právě velikostí ohniska). [1]

PCD lze použít také pro materiálovou dekompozici, o které již bylo pojednáno v článku o dual energy CT.

Pět výrobců má v nynější době instalované prototypy CT s PCD, avšak ve všech případech se jedná o použití pro výzkumné aplikace. Instalované CT s PCD má GE Healthcare v USA (Renssealer Polytechnic Institute), MARS Bioimaging na Novém Zélandu (detektory Medipix, použití pro malá zvířata), Philips Healthcare ve Francii, Royal Institute of Technology ve Švédsku a Siemens v USA a Německu (3 instalace, dual source CT skenery s jednou sadou PCD detektorů). Pro běžný klinický provoz zatím není možné CT s PCD použít, navíc jsou pořizovaní náklady velmi vysoké. Ale předpokládá se, že by k zavedení do klinické praxe mohlo dojít během následujících 5-10 let. O prozatímních klinických aplikacích si řekneme v následujícím článku.

Použitá literatura
[1] Willemink MJ, Persson M, Pourmorteza A, Pelc NJ, Fleischmann D. Photon-counting CT: Technical principles and clinical prospects. Radiology 2018; 289: 293-312.
[2] Pourmorteza A, Symons R, Reich DS, et al. Photon-counting CT of the brain: In vivo human results and image quality assessment. Am J Neuroradiol 2017; 38(12): 2257-2263.
[3] Súkupová L. Radiační ochrana při rentgenových výkonech – to nejdůležitější pro praxi. Praha: Grada Publishing, 2018. ISBN 978-80-271-0709-4.

Perspektiva photon counting CT (1)

O photon counting detektorech (PCD) už jsme si něco řekli v jednom z předešlých článků. Jejich hlavní výhodou ve srovnání se standardně používanými detektory (energii integrující detektory, EID) v rtg diagnostice je jejich schopnost odlišit jednotlivá kvanta (fotony), a tím poskytnout lepší charakteristiku zeslabujícího materiálu. V současné době se PCD používají nejčastěji v mamografii, ale v posledních letech se začalo objevovat použití těchto detektorů u výzkumných CT.

U CT skenerů se využívají scintilační EID. Podstatou detekce je, že interakcí rtg fotonu ve scintilačním materiálu se vygeneruje několik světelných fotonů, jejichž energie je přeměna na elektrický signál v polovodičové diodě. Vzniklý elektrický signál je úměrný celkové energii absorbovaných fotonů (viz obr. 1A).

Na rozdíl od toho PCD nevyžaduje žádnou konverzní (scintilační) vrstvu, ale skládá se z polovodičové vrstvy o tloušťce 1,6-30 mm, na kterou je přiveden velký elektrický potenciál. Interakcí rtg fotonu v polovodičové vrstvě vznikají kladné a záporné náboje, které jsou velmi intenzivně přitahovány elektrodami, ze kterých je poté ve vyčítací elektronice generován signál. PCD tak konvertuje energii jednotlivých fotonů na elektrický signál (viz obr. 1B).

Obr. 1: Způsob detekce rtg fotonů: A) EID, B) PCD [1]

Elektrický signál vzniklý v detekčním elementu PCD je znázorněn na obr. 2. Každý foton, který interaguje v daném detekčním elementu, generuje pulz, jehož výška je úměrná deponované energii. Elektronika detektoru počítá množství pulzů s výškou větší, než je nastavený práh. Tento práh by měl být nastavený nad úrovní elektronického šumu, ale nižší než je signál interagujících rtg fotonů. Těchto prahů může být nastaveno několik, proto je PCD schopen roztřídit fotony podle energie do energetických binů, kterých je většinou 2-8 (ukázka je uvedena na obr. 3). Tímto prahováním dokáže PCD vyloučit elektronický šum, na rozdíl od EID, který integruje veškerou energii včetně elektronického šumu.

Obr. 2: Ukázka vznikajících signálů (pulzů) s různou výškou (tedy energií) a nastavení prahů

Obr. 3: Rozdělení detekovaných fotonů podle energie do energetických binů

Ačkoliv informace uvedené výše popisují PCD jako velmi vhodný až ideální detektor, existují stále důvody, proč nejsou CT detektory s PCD doposud využívané klinicky. Těmito důvody jsou zejména cross-talk a pile-up efekt. Důvody se liší v závislosti na typu detektoru, jako PCD se využívají CdTe (kadmium-tellurid), CZT (kadmium-zinek-tellurid) a křemík.

Cross-talk
Jedná se o efekt, kdy je jeden interagující foton registrován ve více detekčních elementech. V křemíkových (nízké Z) detektorech interaguje spousta fotonů Comptonovým rozptylem, takže fotony předávají pouze malou část své energie v daném detekčním elementu, šíří se dále náhodným směrem a interagují i v jiných detekčních elementech. U CdTe a CZT je však pravděpodobnost Comptonova rozptylu malá. Ale i tak může být část energie uvolněna ve formě fluorescenčního záření (fluorescenční výtěžek), které se pak absorbuje v sousedních detekčních elementech, takže opět nepříznivě ovlivňuje výsledný obraz.

Podobně nepříznivý vliv má také tzv. charge-sharing neboli sdílení náboje v sousedních detekčních elementech, což se dá také označit za určitý druh cross-talku. Dochází k němu v případech, kdy je rtg foton absorbován na rozhraní dvou detekčních elementů. Oba dva elementy detekují určitou část náboje, který produkuje signál (pulz) o určité velikosti, ale právě rozdělení náboje do dvou elementů vede ke vzniku signálu, který neodpovídá energii interagujícího rtg fotonu, což opět nepříznivě ovlivňuje výsledný obraz.

Různé typy cross-talku degradují kvalitu obrazu různými způsoby. Jednak zhoršují prostorové rozlišení (způsobují rozmazání obrazu) – detekcí fotonu ve špatném detekčním elementu, ale zhoršují také poměr kontrastu a šumu (CNR) – detekcí jednoho fotonu ve dvou detekčních elementech. Navíc se cross-talkem, který zvyšuje šum, zhoršuje i energetické rozlišení PCD.

Pile-up efekt
Detektor používaný jako PCD musí mít dostatečně rychlou odezvu, aby dokázal rozlišit jednotlivé rtg fotony. Jedná se až o několik milionů rtg fotonů dopadajících na jeden čtverečný milimetr detektoru. Právě proto je možné PCD použít pouze pro nízkodávková CT vyšetření. U běžných dávkových příkonů na CT by došlo ke vzniku tzv. pile-up efektu, kdy se signál dvou nebo více fotonů interagujících v detekčním elementu téměř ve stejném čase sumuje do jednoho pulzu o energii odpovídající součtu energií fotonů (obr. 4A). Je-li mezi dvěma interakcemi delší doba, může sice dojít k odlišení dvou fotonů, ale stále se zde může vyskytnout překrytí pulzů (obr. 4B).

Obr. 4: A – Pile-up efekt u dvou rtg fotonů, B – registraci dvou fotonů, avšak s nepříznivým vlivem na výsledný signál

Stejně jako cross-talk, tak i pile-up efekt nepříznivě ovlivňuje kvalitu obrazu. Nižší počet registrovaných fotonů (dva nebo více fotonů je při pile-up efektu vyhodnoceno jako jeden) zvyšuje šum, protože máme celkově nižší počet registrovaných fotonů. Podobně je ovlivněno také energetické rozlišení detektoru. Protože se pile-up efekt vyskytuje u oblastí, kde jsou vyšší četnosti rtg fotonů, nemusí tím být ovlivněny ty oblasti, kde jsou nižší četnosti rtg fotonů. K degradaci kvality obrazu pak dochází právě u oblastí s vyššími četnostmi fotonů, což je např. oblast plic. Řešením by byla konstrukce menších detekčních elementů s rychlejšími odezvami, ale tím opět vzroste vliv charge-sharingu.

V dnešní době se PCD standardně využívají u PET a SPECT modalit, dostupný je také jeden komerčně poskytovaný systém pro mamografii. Ve všech těchto případech se však jedná o podstatně menší četnosti rtg fotonů než v případě CT. Ještě více o PCD si řekneme v následujícím článku.

Použitá literatura
Willemink MJ, Persson M, Pourmorteza A, Pelc NJ, Fleischmann D. Photon-counting CT: Technical principles and clinical prospects. Radiology 2018; 289: 293-312.

Indikační kritéria ESR iGuide

V ČR byl v roce 2003 publikován dokument indikační kritéria pro zobrazovací metody. Je dostupný na webu Radiologické společnosti České lékařské společnosti J. E. Purkyně. Od té doby zatím nová indikační kritéria publikována nebyla, avšak na webu některých odborných společností jsou dostupná různá guidelines, která lze také využít. Nově jsou také na webu European Society of Radiology dostupná velmi pěkně zpracovaná indikační kritéria na portálu ESR iGuide, která byla vytvořena ve spolupráci European Society of Radiology s American College of Radiology.

Po přihlášení uživatel nejprve zvolí věk a pohlaví pacienta (obr. 1).

Obr. 1: Zadání věku a pohlaví pacienta na iGuide portálu

Poté je uživatel vyzvaný k zadání dostupných zobrazovacích metod, ale je možné tento krok přeskočit. V dalším kroku se zadají informace o indikaci. Pro názornost jsem zadala aneuryzma, na obr. 2 jsou uvedeny možnosti, které mi systém nabídl pro upřesnění diagnózy.

Obr. 2: Upřesnění diagnózy

Jen pro názornost jsem zaškrtla možnost známé aneuryzma abdominální aorty pro zjištění metody pro follow-up. Následně se mi vypsala vhodnost různých zobrazovacích metod (obr. 3), přičemž u každé metody jsou uvedeny konkrétní informace o vhodnosti metody (Appropriatness 1-9; čím vyšší číslo, tím vhodnější je toto zobrazení). Dále  jsou u každé zobrazovací metody uvedeny náklady (Cost; 1-4 znaky €) a následuje vyjádření relativní úrovně ozáření (Relative Radiation Level RRL; 0-5 radioaktivních značek; čím více, tím větší dávka). 

Obr. 3: Vhodnost různých zobrazovacích metod

Červeně zvýrazněné výsledky jsou spíše nevhodné zobrazovací metody, žlutě zvýrazněné výsledky částečně vhodné a zeleně zvýrazněné výsledky jsou ty nejvhodnější, přičemž vhodnost je ještě očíslována čísly 1-9, jak bylo uvedeno výše. Indikace se samozřejmě liší v závislosti na věku pacienta, stejně tak indikované zobrazovací metody.

Zde je ke stažení uživatelský manuál portálu iGuide, jeho získání však může být omezeno přihlášením uživatele na stránky www.myesr.org.

CT číslo v závislosti na energii (3)

V předešlých dvou článcích (zde a zde) jsme si ukázali, jak se mění lineární součinitele zeslabení pro materiály blízké vodě, a tedy i měkké tkáni, a také pro kortikální kost. V dnešním článku si ukážeme, jak vypadají součinitele zeslabení pro materiály, které se využívají jako kontrastní látky. Jedná se o jód a barium. Záměrně zde nepíši lineární součinitele zeslabení, protože závisí na hustotě zeslabujícího materiálu, ale u kontrastních látek je hustota různá, např. pro jódové kontrastní látky 300-400 mg jódu/ml (dále značeno mgI/ml), proto budeme tentokrát používat pouze hmotnostní součinitele zeslabení. Jen pro úplnost si do porovnání přidáme i olovo a bizmut, které se používají k výrobě ochranného stínění. Olovo i bizmut se používají v různých sloučeninách, jejichž součinitele zeslabení nemám k dispozici, ale pro první přehled o jejich zeslabení postačí hmotnostní součinitele zeslabení pro čisté prvky.

Hmotnostní součinitele zeslabení (opět z tabulek NIST) pro vodu, kost, jód, barium, olovo a bizmut jsou uvedeny na obr. 1. Rozsah energií na ose X je pouze v rozsahu 0-150 keV a není použito logaritmické měřítko, jako tomu bylo u předchozích článků zabývajících se CT čísly a součiniteli zeslabení.

Obr. 1: Hmotnostní součinitele zeslabení pro různé materiály

Vezmeme-li energie 40-100 keV (reálné efektivní energie na CT), vidíme, že rozdíly v hmotnostních součinitelích jsou velmi velké. Již je zde výrazný efekt zeslabení v oblasti K-hran, a to jak u jódu, tak pak také u stínících materiálů – olova a bizmutu. Např. u jódu je K-hrana na energii 33 keV, proto se při rtg zobrazení využitím právě K-hrany jódu využívá rtg svazku s energií lehce vyšší než 33 keV.

Nyní se vraťme zpět k obr. 1. Z obr. 1 je zřejmé, že zeslabení vody, a tedy i měkkých tkání, je podstatně menší než zeslabení kosti. To je navíc podstatně menší než zeslabení jódu a baria. Olovo a bizmut pak mají ještě větší zeslabení než kontrastní látky, proto jsou tak efektivními stínícími materiály.

Jód má podstatně větší zeslabení než kost, ale u CT vyšetření nejsou v těle oblasti, ve kterých by jód tvořil celý objem voxelu. Takže na CT nikdy tak velkého zeslabení, jaké má samotný jód, nedosáhneme. Jódová kontrastní látka je aplikována nitrožilně různou rychlostí, čímž dochází k ředění kontrastní látky krví. Samozřejmě však platí, že čím větší koncentrace kontrastní látky, tím je zeslabení větší. Tento jev je graficky znázorněn na obr. 2 pro různá napětí.

Obr. 2: Závislost kontrastu na koncentraci jódu pro CT zobrazení

Z obr. 2 je zřejmé, že čím větší koncentrace jódu, tím lepší kontrast v obrazu. Nárůst je lineární. Např. pro 120 kV znamená zvýšení koncentrace o 1 mgI/ml zvýšení kontrastu o 26 HU. Obecně se dá říct, že pro 120 kV nárůst koncentrace o 1 mgI/ml zvýší kontrast v obrazu o 25-30 HU. Pro nižší energie je nárůst ještě větší, např. pro 100 kV způsobí nárůst koncentrace o 1 mgI/ml zlepšení kontrastu o 30 HU. Pro energii 80 kV je tento nárůst koncentrace jódu spojen s nárůstem kontrastu o 40 HU.

Současně platí, že čím nižší napětí, tím lepší kontrast v obrazu. Podstatou je to, že s nižší energií spektra se blížíme k energii pro K-hranu jódu a dochází k velkému nárůstu zeslabení jódem. Proto je možné s klesajícím napětím snižovat množství aplikované kontrastní látky pacientům.

Použitá literatura
Bae KT. Intravenous contrast medium administration and scan timing at CT: Consideration and approaches. Radiology 2010; 256(1): 32-61.

CT číslo v závislosti na energii (2)

V předešlém článku jsme si ukázali, že CT číslo pro polyethylen je s rostoucí energií rostoucí (konverguje k hodnotě -45 HU). Avšak rostoucí trend neplatí pro všechny materiály, jak si ukážeme v dnešním článku.

Vezměme si lineární součinitele zeslabení kortikální kosti (ICRU 44) dle tabulek NIST (tabulky NIST uvádí hmotnostní součinitel zeslabení, proto je potřeba ho ještě vynásobit hustotou, pro kost 1,92 g/cm3, pro vodu 1,00 g/cm3). Průběh lineárních součinitelů zeslabení pro kost a vodu je znázorněn na obr. 1. U kosti jsou zřetelné i K-hrany pro energie 4 keV a 2 keV.

Obr. 1: Průběh lineárních součinitelů zeslabení pro kost a vodu

Již z obr. 1 je zřejmé, že kost má podstatně větší zeslabení (osa Y je v logaritmickém měřítku) než voda. S rostoucí energií lineární součinitel zeslabení obou materiálů klesá. CT číslo, stanovené podle následujícího vzorce (za μ_X se dosadí lineární součinitel kosti), pak nabývá hodnot, které jsou uvedeny na obr. 2.

Obr. 2: CT číslo kortikální v závislosti na energii

CT číslo kortikální kosti se pohybuje o řád výše než pro materiály podobné vodě, které byly popsány v předešlém článku, jednalo se např. o polyethylen. CT číslo kortikální kosti nejprve narůstá, skokový nárůst v oblasti energií 4 keV je způsoben K-hranou kosti. Jedná se však o velmi nízké energie, které se v rtg svazku nevyskytují, jsou odfiltrovány základní a přídavnou filtrací. CT číslo kosti nabývá maximálních hodnot pro energii 15 keV, jedná se až o 9000 HU. Těchto hodnot se reálně nedosahuje, protože objemový element (voxel) není obvykle celý tvořen kortikální kostí. Proto CT číslo kostí nabývá nižších hodnot, běžně jsou maximální hodnoty okolo 3000 HU. Pro energie vyšší než 15 keV dochází k poklesu CT čísla, které konverguje k hodnotě cca 800 HU pro energie do 200 keV.

Lineární součinitel zeslabení pro vodu nabývá vždy menších hodnot pro stejné energie než pro kost, proto je CT číslo kosti vždy kladné (na rozdíl od polyethylenu popsaného v předešlém článku, u kterého bylo CT číslo vždy záporné). Jak bylo uvedeno již výše, pro energie využívané na CT je CT číslo pro kortikální kost s rostoucí energií klesající, přičemž jeho pokles je velmi prudký. Z toho vyplývá, že i mírné snížení napětí na CT velmi významně zlepšuje kontrast v obrazu, čehož se využívá u CT vyšetření dětí a menších pacientů (místo standardně používaného napětí 120 kV se volí hodnoty v rozsahu 70-100 kV). Mluvíme-li o spektru s maximálním napětím 70-80 kV, je efektivní energie spektra okolo 30-40 keV, takže se ve spektru vyskytují i ony fotony nízkých energií, jejichž velký lineární součinitel zeslabení má významný vliv právě na kontrast.

Podobně jako v předešlém článku si znázorněme podíl μ_kost/μ_voda pro energie používané u CT, viz obr. 3, avšak přidejme tam také podíl lineárních součinitelů pro polyethylen a vodu.

Obr. 3: Podíl lineárních součinitelů zeslabení kosti/vody a polyethylenu/vody v závislosti na energii (červené svislé čáry označují energie využívané u CT)

Podíl lineárních součinitelů zeslabení nabývá pro kost a vodu až 10x vyšších hodnot než pro polyethylen a vodu, což také vysvětluje velké zeslabení záření při průchodu kostí ve srovnání s průchodem záření vodou nebo polyethylenem (jedná se o blízké materiály z hlediska zeslabení). Vzhledem k tomu, že jsou hodnoty lineárních součinitelů kosti a vody (podobně pro měkkou tkáň) velmi vzdálené, je i kontrast mezi kostí a měkkou tkání v CT obraze velmi dobrý.

Na základě dnešního a minulého článku nelze říct, zda-li CT číslo s rostoucí energií jednoznačně klesá nebo roste, záleží to vždy na konkrétním materiálu. Avšak ve všech případech je zřejmé, že s měnící se hodnotou napětí na CT se mění i hodnota CT čísla, s čímž je nutné počítat u kvantitativního hodnocení na CT.

CT číslo v závislosti na energii (1)

V minulém článku jsme si ukázali, jak se s měnící se hodnotou napětí mění i hodnoty CT čísel pro různé materiály. V tomto článku si vysvětlíme, proč tomu tak je. Jen pro názornost sem vkládám obrázek CT čísel různých materiálů fantomu AAPM Model 610 v závislosti na energii (napětí) z minulého článku.

Obr. 1: CT čísla různých materiálů v závislosti na energii

CT číslo pro určitou tkáň nebo materiál se vypočítá z následujícího vzorce:
kde μ jsou hodnoty lineárních součinitelů zeslabení pro různé materiály. Hodnota μ_vzduch se často zanedbává, pak vzorec pro výpočet CT čísla je následující: Nechť μ_x označuje polyethylen. Takže pro CT číslo polyethylenu pak platí:

Ze všech výše uvedených vzorců je zřejmé, že CT číslo určitého materiálu se stanoví jako relativní součinitel zeslabení vzhledem k vodě. Abychom dokázali vysvětlit, proč a jak se mění CT číslo polyethylenu, je potřeba znát lineární součinitele zeslabení polyethylenu a vody. Ty se stanoví z hmotnostních součinitelů zeslabení vynásobením hustotou. Hmotnostní součinitele zeslabení jsou tabulované a velmi dobře dohledatelné na webu National Institute of Standards and Technology (tabulky NIST – velmi důležité webové stránky s koeficienty). Zde jsou odkazy na hmotnostní součinitele zeslabení čistých prvků a hmotnostní součinitele zeslabení různých sloučenin. Hmotnostní součinitele zeslabení jsou uvedeny ve druhém sloupci, ve třetím sloupci jsou hmotnostní součinitele absorpce.

Takže pro další výpočty si vezmeme hmotnostní součinitele pro polyethylen a vodu. K tomu je možné dohledat v tabulkách na stejném webu i hustoty (tabulka 1 a 2), abychom mohli stanovit lineární součinitele z těch hmotnostních. Hustota polyethylenu je 0,93 g/cm3, hustota vody 1,00 g/cm3. Průběh lineárních součinitelů zeslabení polyethylenu a vody je graficky znázorněn na obr. 2.

Obr. 2: Lineární součinitele zeslabení polyethylenu a vody v závislosti na energii (na obou osách je logaritmické měřítko)

Vezmeme-li hodnotu lineárních součinitelů zeslabení pro různé energie, zjistíme, že se hodnoty pro nízké energie liší od sebe více, pro vysoké energie méně. Průběh CT čísla pro polyethylen (vypočítaný z posledního vzorce uvedeného výše) je graficky znázorněn na obr. 3.

Obr. 3: CT číslo polyethylenu v závislosti na energii

Lineární součinitel zeslabení pro vodu nabývá vždy větších hodnot pro stejné energie než pro polyethylen, proto je CT číslo polyethylenu záporné. Pro energie používané u CT konverguje CT číslo k hodnotě -45 HU.

Srovnáme-li CT čísla na obr. 3 s CT čísly pro polyethylen na obr. 1 pro energie 40-180 keV, zjistíme, že hodnoty si přibližně odpovídají. Malý rozdíl je způsoben tím, že při výpočtu CT čísla materiálu umístěného v jiném materiálu (v našem případě ve vodě), nedokáže skener stanovit CT číslo tak přesně, jako v případě homogenního materiálu. Kdyby byl polyethylenový váleček obklopen ještě větší vrstvou vody, bylo by CT číslo na obr. 1 ještě odlišnější od CT čísla na obr. 3 (teoretický výpočet).

Pro lepší odvození trendu CT čísla přepišme předešlý vzorec následujícím způsobem:

Dále si graficky znázorněme podíl μ_polyethylen/μ_voda pro energie používané u CT, viz obr. 4.

Obr. 4: Podíl lineárních součinitelů zeslabení polyethylenu a vody v závislosti na energii (červené svislé čáry označuje energie využívané u CT)

Když nyní vidíme průběh podílu součinitelů zeslabení polyethylenu a vody pro energie 40-180 keV, je zřejmé, proč je CT číslo polyethylenu s rostoucím napětím rostoucí. Podíl lineárních součinitelů zeslabení polyethylenu a vody je rostoucí, nabývá hodnot 0,79 až 0,95. Výraz v závorce v předešlém vzorci je rostoucí s rostoucí energií, což vysvětluje rostoucí CT číslo polyethylenu s vyšší hodnotou energie (napětí).

Efektivní dávky při kardiologických výkonech

V posledních době dochází každoročně k nárůstu počtu provedených kardiologických výkonů. Výkony lze provést použitím ionizující záření, ať už ve formě rtg záření (koronarografie, CT) nebo ve formě radionuklidového záření (SPECT, PET). V následující tabulce je přehled typických dávek pro různé kardiologické diagnostické, ale taktéž některé intervenční výkony, u kterých se využívá rtg záření. Data pocházejí z USA, nikoliv z ČR, avšak i v ČR lze očekávat podobné dávky. Více informací, např. o dávce z vyšetření v nukleární medicíně, je možné naleznout zde.

Modalita Vyšetřovací protokol Typická efektivní dávka (mSv)
Víceřadé CT CT koronarografie: helikální, bez automatické modulace proudu 8-30
Víceřadé CT CT koronarografie: helikální, s automatickou modulací proudu 6-20
Víceřadé CT CT koronarografie: prospektivně EKG-triggerovaná 0.5-7
Víceřadé CT CT koronarografie: helikální s velkým pitch faktorem <0.5-3
Víceřadé CT CT angiografie před transkatétrovou náhradou aortální chlopně: koronární a hrudník/břicho/pánev 5-50
Víceřadé CT Kalciové skóre 1-5
Skiaskopicky vedený výkon Diagnostická koronarografie 2-20
Skiaskopicky vedený výkon Perkutánní transluminální koronární angioplastika 5-57
Skiaskopicky vedený výkon Transkatétrová náhrada aortální chlopně – transapikální přístup 12-23
Skiaskopicky vedený výkon Transkatétrová náhrada aortální chlopně – transfemorální přístup 33-100
Skiaskopicky vedený výkon Diagnostické elektrofyziologické vyšetření 0.1-3.2
Skiaskopicky vedený výkon Radiofrekvenční ablace z důvodu arytmie 1-25
Skiaskopicky vedený výkon Implantace kardiostimulátoru nebo kardioverteru-defibrilátoru 0.2-8

Použitá literatura:
Writing Committee Members, Hirshfeld JW Jr, Ferrari VA, Bengel FM, Bergersen L, Chambers CE, Einstein AJ, Eisenberg MJ, Fogel MA, Gerber TC, Haines DE, Laskey WK, Limacher MC, Nichols KJ, Pryma DA, Raff GL, Rubin GD, Smith D, Stillman AE, Thomas SA, Tsai TT, Wagner LK, Wann LS. 2018 ACC/HRS/NASCI/SCAI/SCCT Expert Consensus Document on Optimal Use of Ionizing Radiation in Cardiovascular Imaging: Best Practices for Safety and Effectiveness: A Report of the American College of Cardiology Task Force on Expert Consensus Decision Pathways. J Am Coll Cardiol. 2018; pii: S0735-1097(18)33222-4. doi: 10.1016/j.jacc.2018.02.016.

Princip fungování expoziční automatiky a její využití

Převzato z časopisu Praktická radiologie 2018; 1:04-06

Expoziční automatika (Automatic Exposure Control, AEC) je nástroj, který ukončuje rtg expozici tehdy, dopadne-li na receptor obrazu dostatečné množství záření. Primárním cílem AEC je přispět k získání radiografického obrazu dostatečné kvality pro pacienty různých anatomických rozměrů a patologií s použitím přednastavených expozičních parametrů (napětí kV, proud mA, velikost ohniska, proti-rozptylová mřížka) a dané geometrie (velikost pole, vzdálenost ohnisko-receptor obrazu) tím, že ovlivní dobu expozice, a tedy i dávku, kterou pacient obdrží. Rtg obrazy produkované na rtg systému s použitím AEC jsou vzhledově velmi konzistentní, tedy i lépe hodnotitelné pro lékaře. Hlavní výhodou AEC je redukce opakovaných vyšetření z důvodu špatně nastavených expozičních parametrů. Správné použití AEC zajišťuje uplatnění principu ALARA v praxi, tedy získání dostatečné kvality obrazu (diagnostické výtěžnosti) za rozumných dávek. Když je radiologickým asistentům (RA) zřejmé, jak AEC funguje, jak ji lze ovlivnit a jaké jsou její limitace, stává se užitečným nástrojem umožňujícím produkovat rtg obrazy velmi dobré kvality.

Každá AEC je tvořena aktivními senzory, které kontrolují dávku, kterou AEC obdrží, a tím i dávku na receptoru obrazu. Standardní skiagrafické systémy disponují AEC se třemi senzory (pravý, levý a centrální), které jsou rozmístěny tak, jak je vidět na obr. 1. Při použití AEC je nutné, aby RA zvolil aktivní sensor nebo kombinaci aktivních senzorů (často přednastaveno v rámci orgánové předvolby), kterými bude kontrolována výsledná dávka na receptoru obrazu, kterým může být jak systém film-fólie, tak i nepřímá digitalizace CR, nebo flat panel detektor.

Obr. 1: Tři senzory AEC (malé obdélníčky v prostřední části pole, https://radiologykey.com/automatic-exposure-control/)

Všechny AEC fungují na stejném principu. Rtg záření projde pacientem a interaguje se senzorem (senzory) AEC. Senzory AEC jsou nejčastěji tvořeny ionizačními komorami nebo polovodičovými detektory. Jakmile je v senzoru generován dostatečný elektrický signál, neboli senzor je ozářen dostatečnou dávkou, dojde k ukončení expozice. Ionizační komory se nacházejí mezi pacientem a receptorem obrazu, proto rtg záření interaguje nejprve s AEC, poté teprve s receptorem obrazu. Plocha receptoru obrazu „zastíněná“ senzory AEC je velmi malá, navíc obraz není přítomností senzorů nijak ovlivněn, jsou-li použity rtg fotony určité energie (objasněno dále v textu). U rtg systémů s polovodičovými detektory je to naopak, rtg záření nejprve interaguje v receptoru obrazu, teprve poté s AEC. Je to z toho důvodu, že senzory tvořené polovodičovými detektory by byly v obraze viditelné. AEC systémy s  ionizačními komorami jsou méně přesné v regulaci expozice, ale současně jsou méně náchylné k poruchám. Většina současných rtg systémů využívá AEC se senzory tvořenými ionizačními komorami. Tyto senzory jsou tedy standardně umístěny těsně před receptorem obrazu, pouze mamografie a některé pediatrické rtg systémy jsou výjimkou, neboť by mohlo dojít k tomu, že kvůli nízké energii záření budou senzory v obraze viditelné. To je však nežádoucí artefakt, proto opačné uspořádání AEC a receptoru obrazu. U moderních rtg systémů je AEC již součástí samotných flat panel detektorů. V případě, že rtg systém využívá protirozptylové mřížky, pak je AEC vždy umístěna až za mřížkou.

Jak jsme již řekli, AEC reguluje množství rtg záření, které dopadne na receptor obrazu. Před expozicí jsou nastaveny vstupní expoziční parametry – kV a mA, ať už manuálně nebo v rámci zvolené orgánové předvolby. AEC pak omezí celkovou hodnotu elektrického množství (mAs) dobou expozice, ale neovlivňuje kvalitu obrazu žádným jiným způsobem, např. tím, že by sama změnila hodnotu napětí.

Požadovaná hodnota záření dopadající na receptor obrazu se liší v závislosti na vyšetřované oblasti, indikaci, ale i v závislosti na napětí, energii a dávkovém příkonu. Obecně platí, že energie rtg fotonů ve spektru musí být dostatečná k tomu, aby fotony prošly vyšetřovanou oblastí v dostatečné míře, ale současně dostatečně nízká na to, aby byl v obraze zachován kontrast. Rtg vyšetření s vyšší hodnotou napětí poskytuje horší kontrast v obrazu (více zastoupen Comptonův rozptyl a méně fotoefekt), proto se zhoršuje i vnímaný poměr kontrastu a šumu. Pro dostatečnou, resp. podobně vnímanou, kvalitu obrazu jako v případě nižšího napětí je nutné získat méně šumu v obrazu. Toho lze dosáhnout vyšší dávkou, proto je přednastavená dávka na receptor obrazu vyšší. Naopak rtg vyšetření s nižší hodnotou napětí poskytuje dobrý kontrast, ale zvyšuje radiační zátěž pacienta, protože se spousta rtg fotonů pohltí v pacientovi, aniž by přispěla k tvorbě obrazu. Volba napětí by měla být právě kompromisem mezi kvalitou obrazu a radiační zátěží pacienta.

Nastavení AEC většinou probíhá před zahájením provozu nebo v průběhu používání při optimalizaci, prováděné např. kvůli stížnostem radiologů na špatnou kvalitu obrazu. Výrobci přednastavují AEC primárně na takové dávky, o kterých se domnívají, že jsou dostatečné pro použitý receptor obrazu.

Mějme vyšetřovaný objekt a přednastavenou hodnotu mA. S nižším napětím použitým pro expozici klesá i produkce rtg fotonů, méně jich projde vyšetřovanou oblasti a méně jich dopadne na receptor obrazu. Pro dosažení dostatečné dávky na receptoru obrazu při použití nižší hodnoty napětí je nutné významně prodloužit dobu expozice. Tento jev je již také zahrnut v nastavení AEC. Proto pro redukci pohybové neostrosti způsobené pacientem je žádoucí přednastavit, ať už manuálně nebo v rámci orgánové předvolby, nejvyšší hodnotu proudu (mA), čímž pak AEC může zkrátit expoziční čas pro dosažení stejné hodnoty mAs (z hlediska kvality obrazu je vždy lepší použít vyšší hodnotu mA a nižší hodnotu ms než naopak). Vyšší hodnoty mA vyžadují výkonnější rentgenku (rtg lampu), proto může být v některých případech vyšší hodnota mA limitována výkonem samotného rtg systému. Kvůli šetření rentgenky se většinou nevyužívá maximální možné hodnoty proudu, ale pouze přibližně 80 % maximální hodnoty. Konkrétní nastavení je řízeno mikroprocesorem tak, aby nedošlo ke zničení rentgenky.

V některých případech může dojít k tomu, že AEC neukončí expozici ani po určité době, např. při poruše AEC. V takovém případě je expozice ukončena po určitém čase bez ohledu na AEC. Tato hodnota je nastavena jako tzv. backup hodnota (záložní hodnota). Tato hodnota pak určuje i maximální hodnotu mAs, tedy i dávku, kterou pacient může obdržet za nejhorších podmínek, jako je právě zmíněná porucha AEC. Při poruše AEC, která není zjištěna obsluhujícími RA, se významně zvyšují dávky pacientům, což je velmi nežádoucí. Proto by RA měli mít vždy přehled o tom, jsou-li součásti zobrazovacího řetězce funkční.

Omezení existuje i z druhé strany, v některých případech je po ukončení expozice prostřednictvím AEC dávka na receptoru obrazu tak nízká, že receptor obrazu, častěji flat panel detektor, ani nemusí zaznamenat, že došlo k expozici. Typickým příkladem je rtg vyšetření srdce a plic, kdy se může stát, že pro 125 kV a proud cca 400 mA může být doba expozice okolo 1 ms. AEC proto musí být nastavena tak, aby i při krátkých expozičních časech umožňovala získání rtg obrazu dostatečné kvality.

Nastavení AEC musí být provedeno a optimalizováno pro všechny vyšetřovací protokoly a pro všechny možné kombinace technik a parametrů – pro různé orgánové předvolby, použité receptory obrazu (digitální detektory, CR), protirozptylové mřížky, filtrace, napětí, typy postprocessingu, případně i pro vyšetřovací protokoly rozdělené v závislosti na hmotnosti pacienta (pediatričtí pacienti vs. dospělí pacienti).

Nyní k některým konkrétním nastavením aktivních senzorů AEC. Při rtg vyšetření srdce a plic v předozadní projekci je aktivní pravý a levý senzor AEC, zatímco centrální je neaktivní. Je tedy sledováno množství záření, které projde přes oblast plic a dopadne na senzor AEC, ale není sledováno množství, které projde přes hrudní kost, jejíž pozice odpovídá centrálnímu senzoru AEC. Naopak při vyšetření v laterální projekci je aktivní pouze centrální senzor AEC.

Mimo velké vyšetřované objemy, jakými jsou hrudník, břicho, pánev, bederní páteř atd. a u kterých se používá AEC, se vyšetřují i menší objemy, jakými jsou typicky klouby, např. kotník, koleno, loket atd. Pro tato rtg vyšetření se AEC nepoužívá, senzory AEC nejsou aktivní. Důvodem je to, že při nastavení pozice vyšetřované oblasti na oblast senzorů nemusí dojít k tomu, že je senzor skutečně celý překrytý vyšetřovanou oblastí, ve které se záření zeslabí. AEC tak ukončí expozici dříve, než je dostatečně prozářena ona vyšetřovaná (současně zeslabující) část. Typickým příkladem je vyšetření prstů ruky, kdy se může stát, že prsty nepřekryjí celý senzor AEC. Rtg záření, které projde mezerou mezi prsty, ihned interaguje se senzorem AEC, který ukončí expozici, aniž by samotné prsty byly dostatečně prozářeny. Proto je nezbytné, aby u vyšetření menších objemů (kloubů) RA nastavil expoziční parametry, konkrétně napětí (kV) a elektrické množství (mAs), manuálně podle toho, jakou oblast vyšetřuje. K tomuto účelu opět velmi dobře slouží orgánové předvolby, které mají přednastavené hodnoty kV i mAs v závislosti na vyšetřovaném objemu a na velikosti pacienta (končetina dítěte vyžaduje jinou expozici než končetina obézního dospělého nebo končetina v sádře). U systémů bez orgánových předvoleb lze použít expoziční tabulky, které by pracoviště v případě absence orgánových předvoleb mělo mít vypracováno.

Většina rtg systémů je již vybavena měřičem dávky, tzv. KAP-metrem (DAP-metrem), který měří součin kermy (dávky) a plochy. Jedná se o transmisní planparalelní ionizační komoru (obr. 2), umístěnou ihned za výstupem rentgenky, která měří množství vyprodukovaného záření, na základě kterého pak lze odhadnout radiační zátěž pacienta. Tato ionizační komora však nemá nic společného s ionizačními komorami (senzory) AEC, tato dvě zařízení spolu nijak nesouvisejí, žádný z nich nezastává ani nenahrazuje funkci toho druhého. KAP-metr prostě jenom je a měří, co přes něj projde, ale žádným způsobem neusměrňuje expozici. V dnešní době je již většina rtg systémů vybavena jak AEC, tak i KAP-metrem.

Obr. 2: KAP-metr (http://www.iba-dosimetry.com/solutions/medical-imaging/patient-dose-monitoring/kermax-plus-tino-two-in-one/)

AEC se v současné době využívá u všech moderních rtg systémů, včetně angiografických a CT skenerů. U angiografických systémů s flat panel detektorem, u kterých se AEC označuje jako „Automatic Dose Rate Control“, se jedná o řízení 3-5 parametrů (v závislosti na výrobci). Mimo expoziční čas, zde označovaný jako délka pulzu, se jedná o nastavení napětí, proudu, velikosti ohniska a filtrace v závislosti na vyšetřované oblasti, konkrétně na jejím zeslabení (kolik záření se pohltí). U C-ramen se zesilovačem obrazu se jedná o „Automatic Brightness Control“, která prostřednictvím intenzity signálu na výstupu zesilovače obrazu mění expoziční parametry. U CT skenerů se AEC označuje jako „Automatic Tube Current Modulation“ a jedná se o modulaci proudu v závislosti na zeslabení vyšetřované oblasti. Zde se využívá dvojí modulace – modulace v podélném směru pacienta (zeslabení od hlavy přes ramena, hrudník, břicho a pánev se liší) a úhlové modulace (předozadní projekce vyžaduje méně záření než laterální projekce). Většina RA, radiologů i dalších lékařů používající denně rtg systémy, využívají AEC automaticky a práci bez ní si už téměř nedokážou představit.

Použitá literatura

  1. Dance DR, Christofides S, Maidment ADA, McLean ID, Ng KH. Diagnostic radiology physics: A handbook for teachers and students. International Atomic Energy Agency, Vienna, 2014. ISBN: 978-92-131010-1.
  2. Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt Jr E, Boone JM. The essential physics of medical imaging. 3rd ed., Lippincott Williams & Wilkins, 2012. ISBN 978-0-7817-8057-5.
  3. Sterling S. Automatic exposure control: A primer. Radiol Technol 1988; 59(5): 421-427.
  4. Dowsett DJ, Kenny PA, Johnston RE. The physics of diagnostic imaging. 2nd ed., Hodder Arnold, 2006. ISBN 978-0-340-80891-7.
  5. Radiology Key. Automatic exposure control. [cit. 30.1.2018]. Online dostupné na https://radiologykey.com/automatic-exposure-control/
  6. Jones KY. Using automatic exposure control in digital radiography. American Association of Physicists in Medicine. AAPM meeting 2008, Houston. [cit. 31.1.2018]. Online dostupné na https://www.aapm.org/meetings/amos2/pdf/35-9964-61632-988.pdf.
  7. TI-BA Enterprises. Dose-area product meter – KermaX plus TinO IDP. [cit. 31.1.2018]. Online dostupné na https://www.ti-ba.com/products/dap-meters/.

Použití ionizační komory (2)

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

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

Obr. 1: Znázornění rovnováhy nabitých částic [1]

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

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

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

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

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

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

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

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

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