Archiv pro rubriku: Radiodiagnostika

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

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