Archiv pro rubriku: Radiodiagnostika

Použití ionizační komory (2)

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

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

Obr. 1: Znázornění rovnováhy nabitých částic [1]

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Použití ionizační komory (1)

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Kerma vs. dávka v rtg diagnostice

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Preprocessing rtg obrazů

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Je lepší CsI nebo GOS flat panel detektor?

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

Nejprve něco o každém z materiálů

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

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

Nyní prakticky

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

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

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

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

A ještě něco z technického hlediska

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

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

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

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

CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření hlavy

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

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

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

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

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

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

CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření břicha

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

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

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

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

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

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

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

Obr. 2: Ukázka CT protokolů břicha

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

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

CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření hrudníku

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

CT kurz IAEA – CT veličiny a sledování dávek

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Sekundární kvantový pokles

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Obr. 1: Ukázka adaptivního stínění (Siemens)

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

CT kurz IAEA – Volba napětí

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

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

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

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

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

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

Obr. 1: Změny vyvolané použitím nižšího a vyššího napětí

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

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

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

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

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

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

Simulace rtg spekter

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

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

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

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

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

CT kurz IAEA – Proud rentgenky a expoziční automatika

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

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

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

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

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

Celkově probíhá modulace proudu pomocí AEC až na 4 úrovních:

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

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

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

Obr. 2: Přehled parametrů udávajících kvalitu obrazu na CT

Nyní konkrétně k AEC jednotlivých výrobců.

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Správný výběr ochranného stínění (2)

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Správný výběr ochranného stínění (1)

V tomto a následujícím článku si řekneme něco o tom, jak si správně vybrat ochranné stínění z hlediska použitého materiálu pro stínění, ale také dle konkrétního typu ochranného prostředku.

Jak je již známo, tak ochrana před zářením stíněním je jedním ze tří základních způsobů, jak se chránit. Těmi dalšími dvěma způsoby jsou ochrana časem (čím kratší dobu jsem v záření, tím lépe) a ochrana vzdáleností (čím dále jsem od zdroje, tím lépe).

Hlavní funkcí ochranného stínění je zeslabení a pohlcení sekundárního, ale v některých případech i primárního rtg záření za účelem minimalizace dávek pacientům i pracovníkům se zářením (personálu). U pacientů jde samozřejmě o minimalizaci dávek mimo oblast zájmu, u pracovníků jde o snížení dávek celotělově. Obecně existuje rozdílné ochranné stínění pro pacienty a pro personál, jak bylo zmíněno v článku „Ochranné prostředky před zářením„.

Dříve se ochranné prostředky vyráběly z olova (Pb), které je díky vysokému protonovému (atomovému) číslu velmi efektivní v zeslabování a absorpci rtg záření. Pb se hojně využívalo různými způsoby v oblasti radiodiagnostiky, radioterapie, nukleární medicíny i v průmyslovové oblasti. Dále se však soustředíme pouze na osobní ochranné prostředky.

Tradiční Pb stínění
Pb je chemický prvek s protonovým číslem 82 a vysokou hustotou 11,34 g/cm3, která umožňuje jeho použití pro výrobu stínění před rtg a gama zářením. Pb je velmi měkký, tvárný a korozi-rezistentní materiál, ale na druhé straně je ve své čisté formě velmi křehký, proto z něho samotného nemůže být vyrobeno stínění. V kombinaci s různými zpevňujícími a přídavnými materiály je však možné vyrobit flexibiní materiál, podobný PVC, který je již vhodný pro výrobu ochranných stínění. Ochranná stínění vyrobená z Pb patří mezi nejtěžší stínění vůbec.

Stínění z materiálu obsahující Pb
Jedná se nejčastěji o směs Pb s jiným, lehčím, prvkem. Efektivita zeslabení je dána právě přítomností samotného Pb, ale i dalšími příměsemi, jako je např. cín (Sn), guma, PVC a další materiály. Stínění z materiálu obsahujícího Pb jsou přibližně o 25% lehčí než standardní olověná stínění.

Stínění neobsahující Pb
Anglicky jsou označovány jako „non-lead“ nebo „lead free“ stínění. Tato stínění nabízejí stejný ochranný faktor jako stínění obsahující Pb. Pb je však nahrazeno jiným materiálem, který taktéž dostatečně zeslabuje a pohlcuje záření. Mezi takové materiály patří cín (Sn), antimon (Sb), wolfram (W), bismut (Bi) a další. Výhodou stínění bez Pb je jejich jednoduchá recyklovatelnost, která u stínění s obsahem Pb není možná.

Každý ze tří výše zmíněných materiálů pro výrobu ochranných stínění má své výhody a nevýhody, které by měly být vzaty v potaz při koupi ochranného stínění společně s dalšími skutečnostmi, o kterých si řekneme v následujícím článku „Správný výběr ochranného stínění (2)„.

Použitá literatura:
http://blog.universalmedicalinc.com/3-different-types-radiation-shielding-materials/?utm_source=blogpost1&utm_medium=blog&utm_campaign=radiation%20protection

Ochranné prostředky před zářením

V září 2015 byla vydána nová Česká technická norma ČSN EN 61331-3 – Ochranné prostředky před lékařským diagnostickým rentgenovým zářením, která se zabývá tím, co musí splňovat ochranné prostředky. Zde uvádím alespoň něco málo z této normy.

Ochranné prostředky se dělí na ochranné prostředky pro personál a pro pacienty. Mezi základní ochranné prostředky pro personál (lékaři, sestry, radiologičtí asistenti) patří:

  • Ochranné zástěry
  • Límce na štítnou žlázu
  • Ochranné rukavice
  • Ochranné brýle.

Mezi základní ochranné prostředky pro pacienty patří:

  • Ochranné zástěry na stínění gonád
  • Stínění šourku
  • Stínění vaječníků
  • Ochranné zástěry pro stomatologická použití
  • Ochranná stínění bez dalšího upřesnění.

Ochranné zástěry a límce na štítnou žlázu jsou určeny k tomu, aby je nosily osoby, které se vyskytují ve vyšetřovně při radiologických vyšetřeních, zejméne při intervenčních výkonech.

Dále jsou v normě definovány 4 kategorie ochranných zástěr:

  • Lehké ochranné zástěry (ekvivalent aspoň 0,25 mm Pb v celé ploše)
  • Těžké ochranné zástěry (ekvivalent aspoň 0,35 mm Pb v přední části a aspoň 0,25 mm Pb v ostatních částech)
  • Lehké uzavřené ochranné zástěry (ekvivalent aspoň 0,25 mm Pb v celé ploše)
  • Těžké uzavřené ochranné zástěry (ekvivalent aspoň 0,35 mm Pb v přední části a aspoň 0,25 mm Pb v ostatních částech)

Lehké ochranné zástěry mohou být nošeny například na operačním sále nebo v sádrovně, nebo pokud je vyznačené pracovní pásmo chráněno proti neužitečnému záření jinými ochrannými prostředky, např. upevněnými na rentgenovém zařízení.

Ochranné zástěry musí mít jednu nebo více vrstev ochranného materiálu a musejí být zkontruovány tak, aby kryly přední část těla od krku až alespoň po kolena, celou hrudní kost a ramena. Uzavřené ochranné zástěry musí navíc pokrýt boky těla od místa, které není níže než 10 cm od podpaží, do úrovně kolen a záda taktéž do úrovně kolen. Ochranná zástěra může být zkonstruována tak, že nebude tvořena jedním kusem, ale bude se skládat z více částí, např. z vesty a sukně.

Límce na štítnou žlázu musí zakrýt přední polovinu krku, včetně štítné žlázy, a mají přesahovat svou spodní částí cípu dolů do výstřihu ochranné zástěry. Límce mohou být přišité k zástěře nebo oddělené. Stínící ekvivalent límce na štítnou žlázu musí být aspoň 0,35 mm Pb.

Stínící ekvivalent v mm Pb se určuje v geometrii širokého svazku pro specifikovaný rozsah jakostí záření – pro napětí 50 kV, 70 kV, 90 kV, 110 kV (spektra primárních rtg svazků v radiodiagnostice jsou však podobné zkušebním rtg svazkům s energií o 10 kV vyšší, proto se doporučuje měření při napětí v rozsahu 60-120 kV). Ochranné zástěry a límce používané u výkonů, kde může energie záření překročit 125 keV, např. CT intervenční výkony, musí splňovat stínící ekvivalent i pro 150 kV.

 

CT kurz IAEA – Přehled skenovacích parametrů

Každé CT pracoviště by mělo mít jasně stanovené protokoly pro jednotlivé indikace. Tyto protokoly by měly být pojmenovány tak, aby si každý radiologický asistent byl jistý tím, který protokol má použít.

U každého protokolu musí být zřejmé, jestli jde o spirální nebo axiální sken. U axiálního skenu najedu stůl s pacientem do odpovídající pozice, poté zastaví a provede se expozice v průběhu jedné rotace rentgenky v gantry. Po dobu skenu se stůl nepohybuje. Obecně se tento typ náběru dat označuje jako „step & shoot„. U jednotlivých výrobců se však axiální sken označuje různě. U GE a Philipsu se nazývá axiální, u Siemensu sekvenční a u Toshiby Scan & View.

Axiální skenování se běžně používá u některých indikací, typicky následujících:

  • CT hlavy
  • CT při difúzním onemocnění plic
  • CT intervenční výkony při navádění bioptické jehly
  • CT srdce při EKG-prospektivním triggeringu

Při helikálním (spirálním) skenu se současně s expozicí pohybuje i stůl s pacientem, data jsou nabrána ve spirále.

Dalším důlěžitým parametrem je proud rentgenky (mA), který je detailněji rozebrán v článku „Parametry CT skenování (1)„. Napětí rentgenky je podrobně popsáno v článku „Parametry CT skenování (5)„. Zde jen dodávám, že děti a menší pacienti by měli být skenováni s nižší hodnotou napětí, 70 – 100 kV. Podobně CT angiografie by měla být prováděna při napětí 80 – 100 kV. O automatické modulaci napětí na CT v článku „Technologie umožňující snížení dávek na CT (3)„.

Při axiálním náběru dat je důležitým parametrem „table increment“ neboli posun stolu (mm) mezi jednotlivými axiálními skeny. U různých výrobců se tento parametr označuje různě. U GE je označen jako Interval, u Philipsu Increment, u Siemensu Feed a u Toshiby Couch Movement. V případě spirálního náběru dat se zavádí parametr „table feed“ neboli posun stolu na jednu rotaci (mm/rotace). U GE je tento parametr označen Speed, u Philipsu Table Speed, u Siemensu Table Feed a u Toshiby Couch Speed.

Mezi důležité parametry u CT skenování patří i pitch faktor. Ten má v současném CT skenování, kdy se používá automatická modulace proudu pro dosažení referenční kvality obrazu, menší význam než dříve. Změní-li se hodnota pitch faktoru, je hodnota mA odpovídajícím způsobem změněna také. V dnešní době tedy neplatí, že vyšší hodnota pitch faktoru znamená nižší dávku pacientovi. Dříve to při zachování ostatních faktorů platilo.

Zvýší-li se hodnota pitch faktoru, zvýší se i hodnota mA, doba skenu se sníží. Sníží-li se hodnota pitch faktoru, sníží se hodnota mA, doba skenu je vyšší. Tímto způsobem fungují CT skenery výrobců Philips a Siemens.

CT skenery výrobců GE a Toshiba fungují odlišně. Při vyšší hodnotě pitch faktoru ponechávají CT skenery mA spíše konstantní (pouze velmi malá změna), což vede k nižší dávce, ale rychlejší době skenu. Podobně pro nižší hodnotu pitch faktoru, kdy je mA opět udržováno na téměř stejné hodnotě, což vede k vyšší dávce a vyšší době skenu.

Dalším parametrem skenování je konfigurace detektoru, konkrétně to, jaká bude tloušťka řezů a které detekční elementu tedy budou „svázány“ pro vytvoření větších detekčních elementů. Více o nastavení detektorů v článku „Parametry CT skenování (4)„.

Dalším důležitým parametrem je doba rotace rentgenky v gantry CT, více v článku „Parametry CT skenování (1)„.

Často opomíjeným parametrem při CT skenování je délka skenu. U velké spousty pacientů (až 95%) je délka skenu větší, než je skutečně potřebná. Důraznějším omezením skenu na skutečnou oblast zájmu je možné snížit dávky minimálně o 10%. Např. u běžného CT skenu hrudníku by měl sken zaujímat oblast od plicních hrotů po nadledviny, u CT hrudníku z důvodu podezření na plicní embólii by měl sken zaujímat oblast od plicních hrotů po plicní baze. U CT břicha a pánve by sken měl zaujímat oblast od bránice po symfýzu.

Další parametry CT skenu: Tloušťka řezu (slice thickness, mm) – nominální tloušťka rekonstruovaného řezu v podélné ose. U GE a Philipsu označeno Thickness, u Siemensu Slice a u Toshiby Slice Thickness. Vzdálenost mezi jednotlivými řezy (slice interval, mm) – udává vzdálenost mezi dvěma po sobě jdoucími rekonstruovanými řezy. U GE označeno Interval,  u Philipsu Increment, u Siemensu Position Increment a u Toshiby Reconstruction Interval. Tloušťka rekonstruovaného řezu samozřejmě závisí na klinické indikaci. U menší tloušťky rekonstruovaného řezu je v obraze větší množství šumu, ale je lepší kontrast a menší partial volume artefakty. Využívá se u vysikokontrastních zobrazení a při popisu drobných detailů různých abnormalit. Větší tloušťka řezu znamená menší množství šumu, ale zase více artefaktů. Je vhodná pro větší pacienty. Vzhled rekonstruovaného obrazu ovlivňuje i použití rekonstrukčního kernelu, více v článku „Parametry CT skenování (6)„.

Jedním z posledních parametrů, které zmíním, je použití iterativní rekonstrukce. Stupeň nebo sílu iterativní rekonstrukce volí uživatel, přičemž by měl vycházet od nejnižšího stupně po vyšší. Přehled různých druhů iterativních rekonstrukcí je uveden na obr. 1 i s jednotlivými stupni rekonstrukce.

Snímek obrazovky 2017-01-22 v 19.52.24

Použitá literatura:
International Atomic Energy Agency. Radiation dose management in CT. Module 2: Overview of scan parameters. http://ns-files.iaea.org/training/rpop/ct-e-learning/story_html5.html

Rizika u lékařů provádějících intervenční výkony

1616V nedávné době bylo publikováno několik článků, které se zabývají problematikou nádorů mozku u lékařů provádějících intervenční výkony. Již v roce 1998 Finkelstein publikoval informace o dvou intervenčních kardiolozích, u kterých byl diagnostikován nádor mozku. Nejprve se zdálo, že jde spíše o náhodu. Nicméně v průběhu následujících 10 let byl zjištěn nádor mozku u dalších dvou intervenčních kardiologů ze stejného pracoviště, což poukázalo na souvislost mezi nádorem a prací intervenčního kardiologa s ionizujícím zářením. O 16 let později byla publikována jiná studie, ve které se autoři již zabývali 9 identifikovanými případy nádorů mozku u lékařů provádějících intervenční výkony (nikoliv pouze u intervenčních kardiologů). U 4 z těchto 9 případů byl zjištěn výskyt nádorů v levé hemisféře (u zbývajících 5 nádorů nebyla upřesněna lokalizace), což bylo v souladu s tou skutečností, že u intervenčních lékařů je podstatně více ozářena levá hemisféra. To ještě potvrdilo kauzalitu mezi ozářením a vznikem nádorů mozku u intervenčních lékařů.

Pro stanovení vztahu mezi expozicí a vznikem nádorů mozku bylo nezbytné odhadnout dávku, kterou je mozek lékařů při výkonech ozářen. Provést odhad dávky však nebylo jednoduché, protože intervenční výkony vykazují velkou variabilitu. Jako vhodnější přístup se jeví zjištění dávek lékařů z publikovaných studií. Velkým nedostatkem však je použití různých dávkových veličin, např. efektivní dávky, orgánové dávky nebo dopadjící kermy.

Jedna studie uvádí, že efektivní dávka lékařů na jeden kardiologický výkon se pohybuje mezi 0,02 mikroSv a 38 mikroSv. Pro výkony v intervenční radiologii se efektivní dávky lékařů na jeden výkon pohybují mezi 0,1 mikroSv a 101 mikroSv, čemuž odpovídaly orgánové dávky na mozek v rozsahu 0,1 mikroSv až 300 mikroSv. JIná studie uvádí, že efektivní dávky lékařů při implantaci fenestrovaného stentgraftu dosahují v průměru 20 mikroSv, čemuž odpovídala kerma na hlavu 224 mikroSv.

Mimo velkou variabilitu samotných výkonů, a tím i dávek lékařům na jeden výkon, se jednotliví lékaři liší i tím, kolik výkonů provedou. Někteří lékaři provedou více než 700 výkonů ročně, někteří však i více jak 1000 výkonů ročně.

Další nejistotou, kterou je zatížen odhad orgánové dávky na mozek, je rozdíl mezi dávkou na hlavu a dávkou na mozek. Autoři jedné ze studií mají konzervativní odhad, který předpokládá, že 40 % dávky z rozptýleného záření pohltí lebka, takže mozek obdrží zbývajícíh 60 %.

Nejnovější studie autorů Roguin et al (2013) již uvádí 31 případů nádorů mozku u intervenčních lékařů. U 26 případů je známa lokalizace, tumory se nacházeli u 22 lékařů z oněch 26 v levé hemisféře. Toto číslo je vysoké natolik, že nelze říct, že jde o náhodu, nýbrž se skutečně jedná o souvisost mezi prací lékařů s ionizujícím zářením a těmito levostranně lokalizovanými nádory.

Celkově však provedené studie a z nich vyplývající informace nepotvrzují statisticky významně vyšší výskyt nádorů mozku u intervenčních lékařů, podobně jako nepotvrzují vyšší výskyt kardiovaskulárních onemocnění v důsledku dlouhodobých expozic. Navíc dotazníkový průzkum u 615 pracovníků kardiologických katetrizačních sálů ukázal výskyt rakoviny pouze u 2,2 % účastníků, což je výskyt nižší, než je obvyklé v běžné populaci.

Na druhou stranu se však tvrdí, že věda nemůže prokázat neexistenci rizika, proto by i tak lékaři měli být při provádění výkonů s použitím rtg záření obezřetní.

Použitá literatura:
[1] Marsh RM, Silosky M. Brain tumors, interventionists, and radiation: How real is the risk? Endovascular Today, 2016: 15(8):  66-69

CT kurz IAEA – Vhodnost CT (zdůvodnění)

Svědomitá CT praxe je založena na tom, že CT vyšetření jsou správně indikovaná. Může-li být získána potřebná diagnostická informace dostatečně přesně a včas jinou metodou s nižší dávkou záření nebo úplně bez použití záření, pak by měla být použita ona zobrazovací metoda.

Před CT vyšetřením by měl být pacient dotázán, zda-li nepodstoupil podobné vyšetření nedávno. Omezením opakovaných vyšetření lze významně snížit dávku. Doporučuje se vyhnout se těm CT vyšetřením, která nejsou nezbytná. Tímto způsobem lze snížit dávky pacientům a taktéž náklady. Současně se tak lze vyhnout náhodným nálezům, které nejsou významné.

Pro posouzení správnosti indikací existuje řada indikačních kritérií nebo tzv. guidelines přístupných na webu jako např.:

Tato kritéria pro zobrazovací metody informují lékaře o tom, zda-li je vyšetření indikované z určitého důvodu indikované správně. Jen pro informaci, v České republice existují indikační kritéria z roku 2003. Snad se v blízké době dočkáme nových indikačních kritérií.

Shrnutí
Před každým CT vyšetřením by mělo být uváženo, zda-li dané vyšetření nebylo již provedeno, jestli ho indikující lékař skutečně potřebuje, potřebuje-li ho nyní, jestli je to nejlepší modalita pro dané onemocnění a jestli mu výsledek vyšetření pomůže zodpovědět otázky týkající se diagnózy. Všechny tyto otázky nabývají na důležitosti zvláště u dětí a těhotných žen. Každá pacientka ve fertilním věku by před vyšetřením měla být dotázána, zda-li by mohla být těhotná.

Použitá literatura:
International Atomic Energy Agency. Radiation dose management in CT. Module 1: Appropriateness of CT. http://ns-files.iaea.org/training/rpop/ct-e-learning/story_html5.html