Archiv pro rubriku: Technické aspekty zobrazování

Použití ochranného stínění gonád

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

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

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

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

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

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

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

Katodové vlákno

Základem produkce rtg záření je urychlení elektronů z katodového vlákna elektrickým potenciálem na anodu, na které při interakci elektronů vzniká brzdné a charakteristické rtg záření. Nyní si řekneme něco blíže k produkci elektronů z katodového vlákna.

Katodové vlákno je nejčastěji ve formě helikálně navinutého drátku, který se průchodem elektrického proudu zahřívá (katoda je připojena na žhavicí obvod) a uvolňují se tak z něho elektrony. Jde o termionickou emisi (někdy se o ní mluví jako o termisi). K uvolnění dochází tehdy, je-li elektronům kovu katody dodána energie vyšší, než je výstupní práci elektronů daného kovu.

Termionickou emisi objevil T. A. Edison v roce 1883, když pracoval na vývoji žárovky. Proto se tento typ emise někdy označuje jako Edisonův efekt. U termionické emise je kov zahřátý až na cca 2500°C. K uvolnění elektronů dochází i při nižších teplotách, ale uvolněných elektronů je jen velmi málo. Při nižší výstupní práci kovu dochází k uvolnění elektronů při nižší teplotě (výstupní práce kovu se liší v závislosti na kovu). Pro termionickou emisi se nejčastěji využívají katody z wolframu a thoriovaného wolframu.

Ze znalosti distribuce elektronů kovu na různých energetických slupkách byl odvozen Richardson-Dushmanův vztah pro závislost hustoty proudu elektronů J na teplotě katodového vlákna:

kde:

  • J je hustota proudu elektronů (proud na plochu emitujícího povrchu, Amp/cm^2),
  • A je materiálově-závislá konstanta (Amp/(cm^2.K^2)), pro kterou platí A = b.A_0, kde A_0 je univerzální konstanta, označovaná také jak Dushmannova konstanta (A_0 ≈ 120,2 Amp/(cm^2.K^2)), b je materiálově-specifická korekce (typicky řádu 0,5). A se pohybuje v rozmezí 32-160 Amp/(cm^2.K^2). Pro wolfram je rovna 70 Amp/(cm^2.K^2), jiné zdroje uvádějí 60 Amp/(cm^2.K^2).
  • T je absolutní teplota kovu (K),
  • W je výstupní práce kovu (eV), pro wolfram 4,52 eV,
  • k je Boltzmannova konstanta (8,62*10^(-5) eV/K).

Poznámka: V celém článku je pro jednotku ampér používána zkratka Amp, protože značka A je zaměnitelná s konstantou A.

Pro wolfram s hodnotou A = 70 Amp/(cm^2.K^2) a T = 2400 K je hustota proudu elektronů J rovna 0,13 Amp/cm^2. Pro teplotu T = 2600 K vzroste hustota proudu elektronů J na 0,82 Amp/cm^2. Wolfram neemituje při teplotě nižší než 2000 K (hustota proudu elektronů je v takovém případě menší než 0,001 Amp/cm^2), protože výstupní práce wolframu 4,52 eV je velmi vysoká ve srovnání s termální energií kT, která je v takovém případě 0,17 eV.

Ze vztahu a vypočtených hodnot hustoty proudu elektronů je zřejmé, že s rostoucí teplotou kovu významně narůstá hustota proudu elektronů.

Jako materiál katody je potřeba volit takový materiál, který má nízkou výstupní práci, vysoký bod tání a dobrou mechanickou stabilitu. A právě to splňuje wolfram, ze kterého je často vyrobena katoda. Má bod tání 3300°C, běžně pracuje při teplotě okolo 2300°C, výstupní práce je 4,52 eV, je mechanicky stabilní a současně má velmi konstantní emisi. Nicméně čistý wolfram nemá ještě úplně ideální vlastnosti, proto se často vlákno pokrývá již zmíněným thoriem, čímž vzniká thoriovaný wolfram. Ten má výstupní práci jen 2,63 eV a emituje elektrony již při 1700°C. Nižší teplotou se prodlužuje i životnost katody a není proto nutná tak častá obměna rentgenky (samotné katodové vlákno se nemění, mění se celá rentgenka). V následující tabulce 1 jsou shrnuty základní vlastnosti katody z čistého wolframu a z thoriovaného wolframu.

Tab. 1: Vlastnosti katody z čistého wolframu a z thoriovaného wolframu

Charakteristiky jako je výstupní práce kovu, pracovní teplota a materiálová konstanta dávají po dosazení do Richardson-Dushmanova vztahu hustotu proudu elektronů 0,25 Amp/cm^2 pro wolfram a 1,50 Amp/cm^2 pro thoriovaný wolfram. Zde je zřejmé, že práve thoriovaný wolfram je efektivnější a taktéž vydrží déle (viz životnost v tabulce 1).

Použitá literatura
Avadhanulu MN. A textbook of engineering physics. S.Chand & Company Ltd, 2017.
Behling R. Modern diagnostic X-ray sources. Technology, manufacturing, reliability. CRC Press, 2015.
https://simion.com/definition/richardson_dushman.html.
https://www.britannica.com/science/electricity/Kirchhoffs-laws-of-electric-circuits#ref307256
https://en.wikipedia.org/wiki/Thermionic_emission.

CT a umělá inteligence

Jak bylo zmíněno již v předešlém článku, na ECR 2019 byla prezentována spoustu příspěvků o implementaci umělé inteligence do zobrazování v medicíně. Taktéž výrobci prezentovali použití umělé inteligence v konkrétních aplikacích.

Siemens Healthineers prezentoval využití umělé inteligence u CT hrudníku. Software AI-Rad Companion Chest CT je sám schopen odlišit různé tkáně na CT vyšetření hrudníku a dokáže rozeznat také abnormality. Dále dokáže i detekovat plicní léze, analyzovat kardiovaskulární riziko na základě kalcifikací v koronárních arteriích, změřit průměr aorty a segmentovat jednotlivé obratle páteře, u kterých určí denzitu pro zhodnocení rizika fraktury.

Zatímco radiologové zaměřují svoji pozornost na oblast primární indikace, CT skenery s umělou inteligencí dělají systematickou analýzu v celé oblasti, ze které jsou k dispozici data.

Cloudové řešení softwaru s umělou inteligencí je možné přidat i ke stávajícím CT skenerům připojením k PACSu, bez ohledu na výrobce CT skeneru. Časově by toto mělo být možné na jaře roku 2019.

GE Healthcare na ECR 2019 představilo svůj nejnovější CT skener v řadě Revolution, Revolution Apex. Umělé inteligence využívá v rekonstrukčním algoritmu (Edison deep-learning image reconstruction). Takové obrazy jsou označeny „TrueFidelity“ a vyznačují se vysokým prostorovým rozlišením, přirozeně vypadající texturou a detekovatelností nízkokontrastních objektů. CT Revolution Apex je vybaven novým zobrazovacím řetězcem a rentgenkou Quantix 160. CT skener včetně svých komponent je sestrojen tak, aby poskytoval lepší prostorové rozlišení a pokrytí skenované oblasti. Pak je možné u CT vyšetření často pokrýt celý orgán zájmu, čehož lze využít i u pacientů s omezenými renálními funkcemi.

Obr. 1: CT Revolutin Apex (GE Healthcare)

Výrobce Canon Medical Systems (dříve Toshiba) přišel s novým CT skenerem, ve kterém je použita umělá inteligence v rekonstrukční technice, takže je možné zrekonstruovat i z nízkodávkových dat s nízkou kvalitou obrazy s vysokou kvalitou (porovnáno s obrazy rekonstruovanými použitím forward-projected model-based iterative reconstruction, FIRST). Konkrétně se jedná o Advanced Intelligent Clear-IQ Engine (AiCE). AiCE algoritmus je kompatibilní se skenery Aquilion One Genesis a Aquilion One Precision. Pomocí algoritmu AiCE je možné na Aquilion Precision (systém s ultra-high resolution) zrekonstruovat data s maticí 1024 x 1024 a řezy 0,25 mm ve stejném čase jako je možné u ostatních systémů získat data s maticí 512 x 512 a řezy 0,5 mm.

Philips Healthcare zdůraznil přednost svého spektrálního CT IQon Elite. Na několika studiích bylo demonstrováno, že je možné zlepšit workflow pracoviště redukcí opakovaných CT vyšetření, je možné podávat menší množství kontrastní látky a používat méně záření. CT skener IQon Elite je první CT se spektrálním detektorem (sandwichová geometrie detektorů, zbývající „spektrální“ CT skenery jsou založeny na jiném principu). Na tomto CT je možné provést až 200 CT vyšetření denně, používat tento skener k plánování radioterapie a je možné zde vyšetřovat také bariatrické pacienty.

Použitá literatura
25th European Congress of Radiology, www.myesr.org
physicsworld.com/a/ct-system-developers-utilize-ai-to-boost-patient-care/?utm_medium=email&utm_source=iop&utm_term=&utm_campaign=14258-41435&utm_content=Title%3A%20CT%20system%20developers%20utilize%20AI%20to%20boost%20patient%20care%20-%20research_update

Používat ochranné stínění u rtg a CT vyšetření?

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Perspektiva photon counting CT (3)

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Perspektiva photon counting CT (2)

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Perspektiva photon counting CT (1)

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Automatická modulace proudu na CT

V jednom z předešlých článků již byla popsána automatická modulace proudu na CT. Tato modulace mění hodnotu anodového proudu tak, aby v každé projekci (zadopřední, bočná; v oblasti krku, ramen, hrudníku, břicha…) byla použita taková dávka (neboli tolik fotonů), jaká je zapotřebí pro získání požadované kvality obrazu. V tomto článku se podíváme na praktické ukázky modulace proudu na CT Somatom Drive a Somatom Definition Flash.

Při plánování konkrétní fáze CT vyšetření se vlevo od topogramu objeví podélný dávkový profil, tak jak ho vidíme na obr. 1 zelenou barvou. Tento profil nám na základě topogramu odhaduje, jakou hodnotu mAs použije v dané oblasti, aby CT skener získal požadovanou kvalitu obrazu definovanou referenční hodnotou mAs. Z obr. 1 vidíme, že podél celého CT skenu je vždy požadovaná hodnota mAs nižší, než je limit CT skeneru, který je pro dané nastavení CT protokolu uveden žlutou čarou (a v našem případě hodnotou max 219 mAs). Takže u tohoto pacienta proběhne celý CT sken bez omezení. Podívejme se na další ukázku uvedenou na obr. 2.

Obr. 1: Podélný dávkový profil pacienta s požadovanými mAs nižšími, než je limit rentgenky

Obr. 2: Podélný dávkový profil pacienta s požadovanými mAs vyššími, než je limit rentgenky

Na obr. 2 vidíme topogram a vedle něho opět dávkový profil, tentokrát zabarvený zelenou a žlutou barvou. Žlutá část profilu říká, že v příslušné anatomické oblasti nedokáže CT skener vyprodukovat tolik záření, kolik je potřeba pro získání referenční kvality obrazu. Řešení v těchto případech je pak dvojí. Buď radiologický asistent, resp. pracovník ovládající vyšetřovací konzoli, nechá CT skener, ať prodlouží dobu rotace rentgenky. Pak má rentgenka více času vyprodukovat v každém bodě rotace okolo pacienta dostatek fotonů. Prodlouží se tak doba skenu, ale bude vyprodukována požadovaná hodnota mAs. Druhou možností je, že radiologický asistent rozhodne, že není vhodné prodloužit dobu rotace rentgenky okolo pacienta, žlutá oblast dávkového profilu se odřízne, tím se v příslušné oblasti zmenší hodnota mAs na maximální možnou (na obr. 2 je to 289 mAs) a některé anatomické oblasti tak zůstanou podzářené, ale doba rotace zůstane stejná. V těchto podzářených oblastech dojde ke zhoršení kvality obrazu.

Mimo tyto dva výše zmíněné „vzhledy“ dávkových profilů však existují ještě další dvě možnosti. Tyto dvě možnosti jsem si vypůjčila z manuálu CT skeneru, proto zde není foto dávkového profilu s konkrétním topogramem pacienta. Tou první možností je vzhled dávkového profilu, který je uvedený na obr. 3.

Obr. 3: Podélný dávkový profil s lehce vyššími mAs, než je limit rentgenky

V případě na obr. 3 je určitá část profilu vybarvena zelenými proužky. To znamená, že v příslušné anatomické oblasti by bylo ideálně potřeba o něco více rtg fotonů, než je rentgenka schopná vyprodukovat. Při akceptování nižší hodnoty mAs (proužkovaná část se odřízne, stejně jako v případě na obr. 2), což je i doporučená možnost jak pokračovat, dojde k velmi mírnému zhoršení kvality obrazu v této lehce podzářené anatomické oblasti. Ale změna bude velmi malá, proto se doporučuje pokračovat v CT vyšetření bez změny dalších parametrů.

Poslední možností je takový dávkový profil, jaký je uvedený na obr. 4.

Obr. 4: Podélný dávkový profil pacienta s požadovanými mAs podstatně vyššími, než je limit rentgenky

V těchto případech je požadovaná hodnota mAs podstatně vyšší, než je rentgenka schopná vyprodukovat. CT sken s referenční kvalitou obrazu a s požadovaný rozsahem není možné provést. Je potřeba kompletně změnit nastavení tohoto protokolu pro daného pacienta. Tento typ dávkového profilu se vyskytuje u extrémně obézních pacientů.

Ještě se krátce vrátím k dávkovému profilu na obr. 2. Maximální možná hodnota mAs závisí také na délce CT skenu. Čím delší je sken, tím více záření musí rentgenka celkově vyprodukovat a tudíž je více omezená maximální hodnota mAs v průběhu skenu. Když se podíváme na obr. 5, je zde několik vzhledů dávkových profilů společně s požadovanými rozsahy CT skenu znázorněnými na topogramu růžovým obdélníkem.

Obr. 5: Maximální možná hodnota mAs v závislosti na délce skenu

Z obr. 5 vidíme, že pro nejkratší délku skenu (horní obrázek) je max. hodnota mAs 298, pro delší sken (prostřední obrázek) je to 292 mAs a pro nejdelší sken (spodní obrázek) je to 289 mAs. Toto je potřeba vzít v potaz, když se plánuje rozsah skenování u větších pacientů.

Použitá literatura
Siemens Somatom Drive. Instructions for use.
Obrázky pochází z Pracoviště radiodiagnostiky a intervenční radiologie IKEM.

Poškození rentgenky (2)

V předešlém článku jsme si řekli o vypálení katodového vlákna, dnes si řekneme o dalších poškozeních, ke kterým na rentgenkách dochází.

Porušení vakua rentgenky
Katoda a anoda rentgenky, mezi kterými se elektrickým potenciálem urychlují elektrony, jsou udržovány ve vakuu. Po čase používání dochází k porušení spojů mezi jednotlivými těsnícími částmi (mezi sklem a kovem), které udržují vakuum. Vakuum se zhoršuje, do rentgenky se dostává plyn z okolí, z kovových částí se začíná odpařovat kov a produkce rentgenky již není zdaleka tak efektivní.

Neaktivita rentgenky
Není-li rentgenka dostatečně používána, dochází k ulpívání a migraci plynu uvnitř vakua. Proto se u méně často používaných rentgenek doporučuje předehřev, avšak jednorázově to nemusí být dostatečné. V takovém případě se doporučuje použít vyšší napětí nebo výkon a provést několik expozic, aby se jednotlivé části, např. wolframové vlákno, zbavily usazených molekul plynu. Někdy však ani to nemusí být dostatečné a je potřeba rentgenku vyměnit.

Poškození skla evakuované baňky rentgenky
Většina rentgenek má skleněnou evakuovanou baňku, která udržuje vakuum a současně odstiňuje katodu a anodu od okolních proudů. V průběhu používání (v závislosti na četnosti) dochází k tomu, že se odpařují molekuly wolframu a ulpívají na stěnách skleněné baňky. Existují různé metody, jak toto odpařování redukovat.

Mikro-poškození na terčíku
Když narážení elektrony na terčík, teplota kovu terčíku v tomto místě prudce narůstá. U rentgenky se stacionární anodou je výkon a teplota relativně nízká, udržuje se okolo 400°C, zatímco teplota tání wolframu je 3400°C. Zvýšení teploty na terčíku způsobuje velmi drobná, mikrometrická, poškození nebo trhliny. Produkce záření již pak není stejná, protože se tím mění i produkované záření. Fotony, které vznikají na terčíku, jsou někdy absorbovány v trhlinách wolframu, některé jsou pohlceny a tím se mění produkované záření. Dochází k tvrdnutí rtg svazku. Navíc je s místech trhlin narušen přenos tepla, trhliny se proto více zahřívají a dochází k dalšímu poškození.

Kapacita rotačních anod může být až 100x vyšší než u stacionárních anod. Taktéž vznikající trhliny jsou podstatně závažnější a projeví se významněji. Teplota terčíku může dosáhnout i teploty 2800°C. Proto se doporučuje používat vždy pokud možno co nejmenší výkon, používat raději delší expozici s nižším proudem než kratší expozici s vyšším proudem (pozor na pohybovou neostrost), používat velké ohnisko, je-li to možné (pozor na geometrickou neostrost).

Náhodně vzniklá poškození
Při neznalosti charakteristik rentgenky může dojít k jejímu poškození nevhodně zvolenými expozičními parametry. Týká se to však spíše starších rentgenek, u kterých radiologičtí asistenti volí manuálně expoziční parametry. U moderních systémů jsou rentgenky řízeny mikroprocesorem, aby byly co nejvíce chráněny a nedocházelo k jejich poškození nevhodně zvolenými expozičními parametry.

Poškození ložisek
U rotačních anod je důležitá dlouhodobá stálost (životnost) ložisek, která umožňují rotaci anody. Vysoká teplota a vysoká frekvence otáčení jsou těmi nejvíce zatěžujícími faktory. U ložisek je velmi důležitá lubrikace ložisek.

Použitá literatura
https://www.spellmanhv.com/en/Technical-Resources/Application-Notes-X-Ray-Generators/AN-02

Poškození rentgenky (1)

Rentgenka (správně rentgenová lampa) je velmi efektivní nástroj pro tvorbu rtg záření. V předešlých cca 100 letech došlo k velkému technickému pokroku, a proto je dnes použití rtg záření velmi rozšířené.

V dnešní době se používají dva hlavní typy rentgenek – rentgenky se stacionární (pevnou) a rotační anodou. Rentgenky s rotační anodou mají rozsah použitelných napětí cca 25-150 kV, rentgenky s pevnou anodou až 25-400 kV. Rentgenky se stacionární anodou nacházejí své uplatnění zejména v průmyslových aplikacích, kdy je možné provést expozici kontinuálně trvající až několik hodin s použitím nízkých proudů (1-20 mA), přesto obraz netrpí pohybovými artefakty, jako by tomu bylo v případě pacientů. Naopak u pacientů se využívají rentgenky s rotačními anodami, protože mají větší výkon, umožňují provést expozici s použitím vysokého proudu (až 1000 mA) za velmi krátkou dobu (1-10000 ms, standardně pulzní mód) pro minimalizaci pohybových artefaktů.

Jak již víme, 99 % energie se vynaloží na vznik tepla a pouze cca zbývající 1 % se využije na tvorbu rtg záření. Toto tepelné zatížení je častokrát velmi limitujícím faktorem rentgenek. Z hlediska tepelného zatížení a z toho plynoucího možného poškození je potřeba rentgenky kontrolovat a testovat. U rentgenek se může vyskytnout několik typů poškození, o kterých si řekneme něco více v tomto a příštím článku.

Mezi první typy změn patří změny vznikající v důsledku stárnutí.
Rentgenky stárnou a v průběhu času dochází k degradaci materiálu, efektivita tvorby rtg záření v průběhu času klesá, až nakonec již rentgenka nesplňuje požadované parametry, proto musí být po určitém provozním čase nahrazena. Mezi základní změny vznikající v důsledku stárnutí rentgenky patří poškození katodového vlákna, degradace vakua v evakuované baňce, poškození ložisek atd. Postupně si k těmto poškozením řekneme více.

Běžné vypálení katodového vlákna
Svazek elektronů využívaných pro tvorbu rtg záření je produkovaný katodou, která je nejčastěji ve formě katodového vlákna, avšak v dnešní době i ve formě plošinky. Katoda je standardně vyrobena z wolframu, který se zatím jeví jako nejvhodnějším materiálem, ačkoliv se testovala i spousta jiných materiálů. Standardně je katodové vlákno navinuto ve tvaru šroubovice a vloženo do fokuzační mističky pro lepší fokuzaci elektronů pro vytvoření elektronového svazku určitého tvaru. Tvar šroubovice byl zvolen jako vhodný pro dostatečnou produkci elektronů a taktéž jako stabilní tvar katodového vlákna. Odolnost a výdrž katodového vlákna je při výrobě zvýšena tzv. rekrystalizací, při které se mění vláknitá struktura wolframu v krystalickou zahřátím materiálu na 2600°C na několik sekund.

Při běžném použití rentgenky dochází k odpařování wolframu z povrchu katody, přičemž s vyšší teplotou je odpaření větší. Ideální by bylo, aby se wolfram odpařoval rovnoměrně z celého povrchu katody, ale tak tomu ve skutečnosti není. Naopak vznikají místa s rozdílným množstvím odpařeného wolframu, tzv. hot spoty. V těchto místech je katodové vlákno velmi ztenčeno, až nakonec dojde k takovému poškození (zmenšení průměru vlákna o 5-6 %), že již není další fungování možné. Odpařování wolframu se děje rychleji v případech, kdy je katodové vlákno zahřáto z velmi nízké teploty na vysokou. Pro delší životnost se proto doporučuje předehřátí vlákna na určitou teplotu.

Urychlené vypálení katodového vlákna
Mimo běžné vypálení katodového vlákna existuje i urychlené vypálení katodového vlákna. Tento typ vypálení katodového vlákna je významně ovlivněn již samotnou stavbou rentgenky a používanými expozičními parametry – anodovým proudem, napětím, sklonem anodového terčíku a velikostí ohniska. Samotná velikost ohniska je pak ovlivněna velikostí povrchu katodového vlákna, pitch faktorem (rozevřením) šroubovice katodového vlákna, tloušťkou vlákna a jeho délkou a také tvarem fokuzační mističky. Emise elektronů se řídí Richardson-Dushmannovým vztahem, který říká, že čím vyšší je teplota katodového vlákna, tím vyšší je produkce elektronů (více ve slovníku pojmů). Je-li vyžadován vyšší anodový proud, katodové vlákno se zahřívá více. Stejně se tak se zahřívá více v případě stejného anodového proudu, ale nižšího urychlujícího napětí mezi katodou a anodou.

Uveďme si dva příklady rentgenky se stacionární anodou: Nechť je napětí 160 kV a proud 1 mA vs. 5 mA. Pro 160 kV @ 1 mA je katodové vlákno zahřáto na 2086 Kelvinů, zatímco pro 160 @ 5 mA je to 2260 Kelvinů. Nárůst teploty o „pouhých“ 174 stupňů zkrátí životnost katodového vlákna neuvěřitelných 21x! Nyní druhý příklad: Mějme expoziční parametry napětí 40 kV a proud 5 mA vs. 160 kV a 1 mA. Pro 40 kV @ 5 mA je teplota vlákna 2300 Kelvinů, pro 160 kV @ 1 mA je teplota vlákna 2086 Kelvinů. Teplotou 2300 Kelvinů společně s uvedenými parametry dochází k redukci životnosti katodového vlákna až 43x ve srovnání s 2086 Kelviny a uvedenými parametry. Avšak snížením proudu se životnost katodového vlákna v závislosti na napětí nesnižuje tak dramaticky, pro 40 kV @ 1 mA vs. 160 kV @ 1 mA je životnost vlákna pouze 1,3x kratší.

Z výše uvedených hodnot vyplývá, že použitý anodový proud podstatně více ovlivňuje životnost katodového vlákna než zvolené napětí mezi katodou a anodou. Výše uvedené hodnoty se pro různé rentgenky samozřejmě liší. Nicméně z toho vyplývá, že právě vysoká teplota je tím, co významně zkracuje životnost katodového vlákna.

Použitá literatura
https://www.spellmanhv.com/en/Technical-Resources/Application-Notes-X-Ray-Generators/AN-02

Kvalita obrazu – šum

V předešlém článku jsme si řekli o kontrastu obrazu, v tomto článku si řekneme něco více o šumu. Šum je náhodná složka výsledného signálu, která nepříznivě ovlivňuje kvalitu obrazu, je nežádoucí.

Obecně se dá říct, že žádná zobrazovací metoda nefunguje, není-li schopna přenést a zobrazit kontrast. Stejně tak platí, že žádná ze zobrazovacích metod není bez šumu. V případě, že bude v obrazu nízký kontrast a vysoký šum, je stanovení diagnózy na základě obrazu velmi obtížné. Jako ukázka různých úrovní šumu slouží obr. 1, na kterém jsou zobrazeny kontrast-detail fantomy pro tři různé úrovně šumu (od nejnižší hodnoty šumu po nejvyšší, čteno zleva). Každý z kulatých objektů má různý kontrast. Čtenář si tak může otestovat, jak kontrastní objekt je rozpoznatelný při různých úrovních šumu.

Obr. 1: Zobrazení kontrast-detail fantomů se stoupající úrovní šumu od a) po c)

Mějme signál objektu, který označíme S, a šum, který označíme N. Pak výsledný signál v obrazu je roven součtu těchto signálů, tedy I = S + N. Signál objektu S obecně považujeme za kladný, zatímco šum N může nabývat záporných, nulových nebo kladných hodnot.

V zobrazování se uplatňují různé druhy šumu: kvantový šum, elektronický šum, strukturní šum a anatomický šum.

Kvantový šum souvisí se statistickým charakterem produkce a interakce záření. Počet fotonů absorbovaných jednotlivými detekčními elementy se liší, nejsou rozprostřeny rovnoměrně. V některých detekčních elementech se pak absorbuje velmi mnoho fotonů, v jiných elementech je jich naopak málo. Kvantový šum lze vyjádřit jako odmocninu signálu celkového počtu částic N detekovaných v daném detekčním elementu. Veličinu poměr signál-šum (signal-to-noise ratio, SNR), která se běžně používá pro kvantifikaci kvality obrazu, lze pak vyjádřit následovně:

Bude-li počet detekovaných částic N vyšší, pak bude sice vyšší i kvantový šum, ale obraz bude kvalitnější, protože se zvýší i hodnota SNR. Mějme dva případy, v jednom případě počet detekovaných fotonů N = 100, v druhém případě N = 400. Pak Platí:

N = 100, √N = 10, SNR = 100/10 = 10.
N = 400, √N = 20, SNR = 400/20 = 20.

Z porovnání předešlých hodnot vyplývá skutečnost, se kterou je potřeba v praxi počítat. Zvýší-li se dávka 4x (N se zvýšilo ze 100 na 400), zvýší se SNR (neboli kvalita obrazu) pouze dvakrát. Jinak řečeno, kvalita obrazu se zlepšuje s druhou mocninou dávky. Chci-li zlepšit kvalitu 10x, musím dávku zvýšit 100x.

Dalším typem šumu je elektronický šum. Jedná se o šum, který má původ v samotné elektronice detektoru (vzniká např. při zahřívání), a nijak nesouvisí s detekovaným signálem. Bude-li detekovaný signál nízký, bude se elektronický šum uplatňovat významně. Bude-li signál vysoký, pak bude vliv elektronického šumu zanedbatelný. Graficky je vliv elektronického šumu na výsledný signál znázorněn na obr. 2.

Obr. 2: Elektronický šum a jeho vliv na detekovaný signál

Dalším druhem šumu je strukturní šum. Jeho podstatou je rozdílnost citlivosti každého detekčního elementu, jejichž odezva proto musí být korigována tzv. flat-field algoritmem. Podstatou této kalibrace je expozice detektoru homogenním rtg polem a vypočtení korekční matice tak, aby byla výsledná odezva detektoru také homogenní. Kdyby odezva korigována nebyla, vypadal by výsledný obraz podobně jako na obr. 3. Mimo flat-field korekci se provádí ještě další typ korekce, korekce na temný šum, někdy označovaná jako offset korekce. Tato korekce se provádí na základě signálu každého detekčního elementu při absenci rtg expozice.

Obr. 3: Odezva nekorigovaných detekčních elementů na homogenní ozáření

Posledním zmiňovaným druhem šumu je anatomický šum. Konkrétně se jedná o přítomnost anatomických struktur, které nejsou oblastí zájmu. Typicky je u skiagrafických vyšetření velké množství anatomického šumu, různé orgány nám zastiňují orgány zájmu. Méně anatomického šumu je pak samozřejmě u CT, protože se jedná o tomografickou metodu, a je tedy možné se podívat na orgány takovým způsobem, aby se nepřekrývaly. Což u sumačních 2D obrazů (právě ona skiagrafie) možné není.

Použitá literatura
Bourne R. Fundamentals of Digital Imaging in Medicine. Springer, 2010. ISBN 978-1-84882-087-6.
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.
Súkupová L. Radiační ochrana při rentgenových výkonech – to nejdůležitější pro praxi. Praha: Grada Publishing, 2018. ISBN 978-80-271-0709-4.

Kvalita obrazu – kontrast

Jedním z nejdůležitějších aspektů v radiodiagnostice je kvalita obrazu. Obecně se dá říct, že radiodiagnostické obrazy jsou pořizovány za určitým účelem, kterým je poskytnutí relevantních specifických informací o dané anatomické oblasti. Kvalita obrazu by měla být dostatečná k tomu, aby bylo možné požadované klinické informace (s dostatečnou přesností) získat.

Při použití rtg záření, u něhož byl prokázán škodlivý účinek na lidské tělo, by měla být brána v potaz kvalita obrazu vs. dávka, proto je nutné kvalitu obrazu nějakým způsobem kvantifikovat. Pro popis kvality obrazu bylo zavedeno několik veličin: Kontrast, prostorové rozlišení a šum. Ideálně bychom chtěli vysoký kontrast, vysoké prostorové rozlišení a nízký šum. Nicméně to není úplně jednoduché, veličiny nejsou navzájem nezávislé, ale ovlivňují se. Jako ukázka rtg obrazů různé kvality slouží obr. 1. Na obr. 1 a) je rtg obraz s adekvátním kontrastem, prostorovým rozlišením i šumem. Na obr. 1 b) je rtg obraz, který má sice dostatečné prostorové rozlišení a nízký šum, ale současně velmi nízký kontrast. Na obr. 1 c) má rtg obraz dostatečný kontrast a nízký šum, ale současně velmi špatné prostorové rozlišení. Na obr. 1 d) má rtg obraz velmi vysoký šum, čímž je zničena veškerá diagnostická informace.

Obr. 1: Adekvátní kvalita rtg obrazu (a), rtg obraz s příliš nízkým kontrastem (b), rtg obraz s nedostatečným prostorovým rozlišením (c) a rtg obraz s příliš vysokým šumem (d)

Požadovaná úroveň kvality obrazu (kontrast, prostorové rozlišení a šum) ale vždy závisí na klinickém požadavku, tj. z jakého důvodu je rtg zobrazení provedeno a jakou informaci je potřeba získat. Typicky neplatí, že určitá kvalita obrazu je dostatečná pro všechny diagnózy. Např. pro zjištění přítomnosti ledvinových kamenů na CT je postačující horší kvalita obrazu než v případě CT vyšetření jater. V tomto a následujícím článku si řekneme více informací o jednotlivých veličinách. Dnes tedy o samotném kontrastu a jeho kvantifikaci.

Kontrast je vyjádření rozdílu velikosti signálu v různých (často sousedních) oblastech, které se liší svým zeslabením (platí pro rtg diagnostiku). Tento rozdíl je však ovlivněn i schopností detektoru zobrazit daný rozdíl v signálu. Celkový kontrast lze zapsat následovně:

kde C_S je rozdíl v signálu sousedních oblastí, který závisí na energii záření a fyzikálních vlastnostech zobrazovaného objektu. C_D je kontrast detektoru a vyjadřuje schopnost detektoru přenést a zobrazit kontrast objektu. Výsledný kontrast C je možné zvýraznit různými obrazovými operacemi, aby se kontrast pro oko jevil lepší. Avšak není-li v obraze kontrast přítomen, nepomůže ani žádná obrazová operace.

Pro ilustraci a další popis použijme obr. 2.

Obr. 2: Signál kosti I_0 a signál pozadí I_bg pro MR obraz s lepším (a) a horším (b) kontrastem

Na obr. 2 a) a b) jsou MR obrazy kostí. Na obr. a) je znázorněna oblast pro hodnocení signálu objektu (kosti) I_0 a signálu pozadí I_bg (signál dané oblasti se stanovuje jako průměrná hodnota signálu, resp. intenzity pixelů, ve vymezené oblasti). Z obou obrazů na obr. 2 je zřejmé, že obraz vlevo má lepší kontrast. Konkrétně je pak kontrast, stanovený jako rozdíl dvou signálů I_0 a I_bg, roven 124 pro obraz a) a 63 pro obraz b). Obraz a) má tedy dvojnásobný kontrast než obraz b). To by platilo pro obrazy s bitovou hloubkou 8 (stupně šedi 0-255). Ale co když bude bitová hloubka 10 nebo 12 (stupně šedi 1024 nebo 2056)? Kontrast vyjádřený jako absolutní rozdíl v signálu dvou oblastí pak ztrácí smysl, mezi obrazy s různými bitovými hloubkami nebudou kontrasty porovnatelné. Mnohem užitečnější je zavedení rozdílu signálu dvou sousedních oblastí vzhledem k signálu pozadí. Kontrast lze zapsat následovně:

Použitím výše uvedené rovnice (2) bychom pak dostali kontrast 3,55 pro obraz a) a 0,44 pro obraz b). Rozdíl v kontrastech je tedy přibližně 7,6-násobný. Někdy lze použít i mírně pozměněnou formulaci, viz rovnice (3):

Pak má obraz a) cca 3,5x lepší kontrast než obraz b), což více odpovídá i subjektivnímu vnímání. Poměr 7,6 zjištěný z rovnice (2) je přece jen poněkud vysoký.

Vnímání kontrastu lidským okem závisí na prostorové frekvenci (velikosti objektu). Mějme sinusoidální průběh kontrastu takový, jaký je na obr. 3.

Obr. 3: Sinusoidální průběh kontrastu při různých frekvencích

Maximální kontrast vnímá lidské oko při prostorové frekvenci 3 cykly/1°. Budeme-li pozorovat sinusoidální průběh na obr. 3 ze vzdálenosti 40 cm od displeje, pak 1° odpovídá vzdálenost 7 mm. Frekvenci 3 cykly na 7 mm odpovídá 1 cyklus na 2,3 mm, což je velikost objektu, u kterého budeme vnímat kontrast jako největší (rozdíl mezi tmavou a světlou oblastí). Při frekvenci 0,5 cyklu/1° a 8 cyklů/1° je citlivost na kontrast přibližně 4x menší, při frekvenci 40 cyklů/1° až 100x menší. Jiné vzdálenosti než 40 cm od displeje samozřejmě odpovídá i jiná velikost objektu, který budeme vnímat s nejvyšším kontrastem. Pro 50 cm je to velikost objektu 2,9 mm, pro vzdálenost 100 cm je to 5,8 mm, pro 10 cm je to 0,6 mm.

Při výběru zobrazovací modality a techniky pak jde primárně o to, jaký kontrast potřebujeme mít v obraze pro získání relevantní diagnostické informace (velkou roli však hraje také prostorové rozlišení a šum, jak jsme viděli na obr. 1). Neposkytuje-li samotný zobrazovaný objekt dostatečný kontrast pro získání diagnostické informace, je možné pro získání optimálního kontrastu aplikovat kontrastní látku.

Použitá literatura
Bourne R. Fundamentals of Digital Imaging in Medicine. Springer, 2010. ISBN 978-1-84882-087-6.

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).

Kontrast CT fantomu v závislosti na napětí

V dnešním článku si ukážeme, jak napětí na CT ovlivňuje kontrast obrazu (více o interakcích, které jsou zodpovědné za kontrast obrazu, lze naleznout zde). Pro lepší názornost si vše ukážeme na CT fantomu (AAPM CT Performance Phantom, Model 610).

Fantom jsme naskenovali v dual energy módu na CT skeneru Somatom Definition Flash při napětí 80 kV a 140 kV. Použili jsme mód pro zobrazení dolních končetin. Kvalitu obrazu si popíšeme pomocí veličin kontrast a šum. Kontrast i šum budeme popisovat na jednom modulu CT fantomu, který se skládá z pěti válečků s různou hustotou. Válečky jsou paralelní s podélnou osou skenu, takže na axiálním řezu se objeví jako kroužky, viz. obr. 1. V tab. 1 je hustota válečků a očekávaná hodnota CT čísla při napětí 120 kV dle manuálu. Grafická ukázka všech CT řezů bude při nastavení WW 300, WL 50.

Obr. 1: Modul CT fantomu s různými materiály (vertikální artefakty pocházejí ze stojánku, ve kterém je umístěný fantom)

Číslo válečku Materiál Hustota (g/cm3) CT číslo (HU) ve škále ± 1000
1 Nylon 1.10 +92
2 Polykarbonát 1.20 +102
3 Polyethylen 0.95 -92
4 Polystyren 1.05 -24
5 Akryl 1.19 +120

Tab. 1: Seznam materiálů a hustot jednotlivých válečků (jedná se o materiály o hustotě blízké vodě, tedy i měkké tkáni)

Nejprve si ukážeme, jak vypadá tentýž řez naskenovaný při 80 kV a 140 kV (graficky na obr. 2) z hlediska signálu a šumu, vyjádřeno jako CT číslo ± směrodatná odchylka v tab. 2.

Obr. 2: Axiální řez při 80 kV (vlevo) a 140 kV (vpravo)

Číslo válečku CT číslo ± SD při 80 kV (HU) CT číslo ± SD při 140 kV (HU)
1 69.7 ± 12.6 114.6 ± 10.4
2 80.2 ± 9.8 122.2 ± 9.3
3 -121.0 ± 10.0 -69.0 ± 9.7
4 -64.2 ± 10.9 -15.1 ± 10.4
5 109 ± 12.3 144.9 ± 11.9

Tab. 2: CT číslo a směrodatná odchylka pro jednotlivé válečky pro 80 kV a 140 kV

Již z obr. 2 je zřejmé, že s vyšší hodnotou napětí (tedy i energií) je kontrast horší (větší zastoupení Comptonova rozptylu na úkor fotoefektu), ale šum je nižší (viz směrodatné odchylky v tab. 2). Rozdíl mezi nejtmavším a nejsvětlejším válečkem (akrylem a polyethylenem) je pro 80 kV roven cca 230 HU, zatímco pro 140 kV je to pouze cca 214 HU. Tedy kontrast (rozdíl mezi signálem různých oblastí) klesá s rostoucím napětím (energií).

Dual energy mód umožňuje na základě identifikace součinitelů zeslabení v jednotlivých voxelech zrekonstruovat CT obraz pro libovolně zvolenou energii, např. i pro 40 keV nebo až pro 180 keV. Ukázka takových obrazů CT fantomu je uvedena na obr. 3 a CT čísla jsou graficky znázorněna na obr. 4.

Obr. 3: CT řez stejnou oblastí pro napětí (shora zleva): 40 kV, 60 kV, 80 kV, 100 kV, v druhém řádku: 120 kV, 140 kV, 160 kV, 180 kV (obraz pro 80 kV a 140 kV je reálně nabraný, ostatní jsou zrekonstruované)

Obr. 4: CT čísla různých materiálů v závislosti na napětí (rekonstruované obrazy jsou monoenergetické, tj. jedná se o spektra s energií odpovídající danému napětí)

Z obr. 4 je zřejmé, že s měnícím se napětím se mění i CT číslo, které s vyšší hodnotou napětí narůstá. S touto změnou je potřeba počítat v případech kvantitativního hodnocení u pacientů, kdy se mění signál různých tkání v závislosti na použitém napětí.

Pro úplnost ještě uvádím na obr. 5 grafické znázornění rozdílu CT čísel mezi akrylem a polyethylenem v závislosti na napětí. Z obr. 5 je zřejmé, tak jak bylo zmíněno již výše, že s rostoucím napětím klesá rozdíl mezi dvěma materiály, tedy s rostoucím napětím se zhoršuje kontrast obrazu.

Obr. 5: Rozdíl v CT číslech akrylu a polyethylenu v závislosti na napětí

V následujícím článku si vysvětlíme, proč s rostoucí hodnotou napětí narůstá i CT číslo.

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/.

Zatížení rentgenky

V současné době existuje velké množství rentgenových lamp (rentgenek). Některé zdroje uvádějí, že je jich dokonce více než 500. Každá rentgenka je charakterizována několika parametry, které udávají, jakých expozic (neboli jakého zatížení) je z hlediska expozičních parametrů rentgenka schopná a v jaké časové souslednosti mohou být expozice provedeny, což souvisí s odvodem tepla (disipací energie). Dnes si řekneme něco více.

Zatížení rentgenky je charakterizováno a současně limitováno jak katodou, tak i anodou. Tepelné omezení anody je hlavní limitací rentgenky. Kombinace možných expozičních parametrů je standardně definována v zatěžovací charakteristice rentgenky. Zatížení rentgenky a s tím související odvod tepla se liší v závislosti na tom, o jaké zatížení jde. V průběhu prvních 100 ms je maximální možné zatížení dáno mechanickým zatížením anody způsobeným teplotním gradientem v blízkosti ohniska. V důsledku toho může dojít k poškození anody, které se nejčastěji projevuje zvýšenou hrubostí povrchu anody. Pro zlepšení situace je vhodné využívat větší plochu anodového terčíku nebo terčík ze slitiny kovů s vhodnými vlastnostmi.

Teplo vzniklé na terčíku v oblasti ohniska se šíří po celém anodovém disku, zvyšuje teplotu anody. Odvod tepla a samotná tepelná kapacita anody je tak limitujícím faktorem pro expozice v řádu několika sekund. Pro dlouhé expozice je pak rozhodujícím odvod tepla z anody do okolí a tedy i tepelná kapacita krytu rentgenky. Nejnovější typy rentgenek, tzv. rotační rentgenky, typicky využívané u CT, mají již samotnou anodu chlazenou obtékajícím olejem a tepelná kapacita anody jako technický parametr tak postrádá význam.

Limitací z hlediska katody je vznik elektronového mraku (efekt stínění katody) při nízkém napětí. Tato limitace se neuplatňuje u rentgenek se stacionární anodou, které jsou významně limitovány již samotnou anodou, takže k limitaci katodou se nedostávají.

Grafické znázornění emisní charakteristiky katody (katodové charakteristiky rentgenky) je uvedeno na obr. 1, ve které je na rozdíl od běžné katodové charakteristiky znázorněna i limitace anody.

Obr. 1: Emisní charakteristika rentgenky

Charakteristika platí pro malé ohnisko jedné angiografické rentgenky o velikosti 0,4 mm (dle IEC 60336), se sklonem terčíku 11° a rychlostí pohybu ohniska 23 ms-1. Na ose Y vlevo je maximální možný anodový proud I_t (mA) po dobu 0,1 s, který je limitovaný buď anodou nebo katodou podle toho, jaké další parametry jsou použity. Na ose X je žhavicí proud I_fil (A) a tomu odpovídající teplota katodového vlákna (pro tuto konkrétní rentgenku je mezi nimi lineární vztah). Výrobce u této rentgenky uvádí jako maximální možnou teplotu 2350°C, které odpovídá maximální možný žhavicí proud I_fil 6,3 A. Při této teplotě si uchová rentgenka dlouhou životnost. Šedými čtverečky na obr. 1 je teplotní limitace katodového vlákna. Z grafu je zřejmé, že s nižším napětím je možné produkovat nižší anodový proud, což je důsledkem již zmíněného efektu stínění katody. Šedá kolečka znázorňují teplotní limitaci anody, kdy je zřejmé, že s vyšším elektrickým potenciálem mezi katodou a anodou (urychlující napětí pro elektrony z katody) je možné získat nižší hodnoty anodového proudu, a tedy menší množství rtg fotonů. Je to právě z důvodu zatížení anody.

Zjednodušeně na závěr: Jde-li o krátkodobé zatížení (expozice kratší než 0,1 s), je limitujícím faktorem zatížení ohniska, ve kterém interagují urychlené elektrony a ze kterého jsou produkovány rtg fotony.  Střednědobé zatížení již představuje zatížení v průběhu několika expozic (akvizic) jdoucích v krátkém čase za sebou a limitací je rozložení tepla na anodě, tedy tepelná kapacita anody. Dlouhodobé zatížení představuje zatížení v průběhu skiaskopie, kdy nejsou jednotlivé skiaskopické sekvence náročné na anodový terčík, ale jsou náročné na odvod tepla (disipaci energie) z terčíku pryč do okolí, což souvisí s tepelnou kapacitou krytu rentgenky.

Použitá literatura
[1] International Atomic Energy Agency. Diagnostic Radiology Physics: A Handbook for Teachers and Students. International Atomic Energy Agency, 2014.
[2] Behling R. Modern diagnostic X-ray sources. Technology, manufacturing, reliability. CRC Press, 2015.

Dual energy CT (6)

V tomto článku si řekneme více o technických pokrocích nejen v oblasti DECT, které souvisejí s detektory.

V posledních letech výrazně vzrostlo použití CT pro zobrazení srdce, kdy je žádoucí, aby byla nabrána data pokud možno v průběhu jednoho srdečního cyklu. Toho lze docílit buď velkým pokrytím z hlediska detektorů (v dnešní době detektory pokrývají délku až 16 cm) nebo rychlým helikálním náběrem dat. Samotný počet řad detektorů i počet zrekonstruovaných řezů je zavádějící kvůli převzorkovávání díky „plovoucímu“ ohnisku nebo díky rekonstrukčním algoritmům. Proto je vhodnější uvážit právě maximální délku skenu, kterou je možné naskenovat v průběhu jednoho srdečního cyklu. Dalším pokrokem jsou citlivější a rychlejší detektory.

GE
GE vyvinulo Gemstone detektor se scintilátorem s krystalickou strukturou obsahující oxidy vzácných zemin. Detektor má velmi krátkou dobu reakce, přibližně 30 ns, zatímco u dříve používaných Gd2O2S (=GOS) to bylo cca 100x více. Díky krátkému trvání scintilace je možné použít „rapid kV switching“ pro DECT. Dvě sady dat u DECT, jedna získaná při nižším napětí, druhá při vyšším, jsou získány téměř simultánně, což umožňuje dobré prostorové a časové rozlišení. Ještě pokročilejším je pak Gemstone Clarity detektor, který využívá 3D kolimátor (post-pacientská filtrace) pro zlepšení kontrastu obrazu, minimalizaci rozptylu a redukci artefaktů vyplývajících z tvaru svazku (cone-beam) a z tvrdnutí svazku. Výrobce udává, že využitím 3D kolimátoru se sníží poměr rozptýleného a primárního záření o více než 50 % ve srovnání s 1D kolimátorem. Výrobce taktéž uvádí významné snížení elektronického šumu, přibližně o 25 %. Ukázka detektorového systému s Gemstone detektorem je na obr. 1.

Obr. 1: Gemstone detektorový systém s 3D kolimátorem

Philips
Výrobce Philips využívá u svého předešlého spektrálního CT NanoPanel Elite detektory v sandwichové geometrii. NanoPanel detektory jsou založeny na 3D sférických detektorech. Výrobce udává, že tyto velmi odolné detektory redukují elektronický šum o 86 % a mají výbornou robustní konstrukci, aby vydržely i odstředivou sílu okolo 30 g. Výsledkem jsou obrazy vyšší kvality i při nízkém napětí. Mimo tyto nové detektory se používá i pokročilejší kolimátor – ClearRay, který významně redukuje množství rozptýleného záření a taktéž vliv tvrdnutí svazku. DECT je realizováno prostřednictvím již zmíněné sandwichové geometrie, kdy rtg svazek vycházející z pacienta projde nejprve detektorem pro nízké energie (ZnSe nebo CsI), fotony vyšších energií projdou následně až do detektoru pro vyšší energie (Gd2O2S), kde je více než 99 % absorbováno. Výhodou je možnost retrospektivního vyhodnocení DECT, nevýhodou je horší spektrální separace, takže je limitovaná i spektrální informace v obraze.

Nejnovější Philips DECT (Philips nazývá DECT spektrální CT) IQon Elite Spectral CT využívá ještě pokročilejší technologie ze stejné „rodiny“ detektorů, a to Nano Panel Prism. První detektor, určený pro detekci fotonů nízkých energií, obsahuje yttrium. Detektor je pro vysokoenergetické fotony „transparentní“. Druhým detektorem je Gd2O2S (GOS). Lepší technické a geometrické parametry zlepšují světelnou výtěžnost a snižují cross-talk. Ukázka detekčního modulu je na obr. 2.

Obr. 2: Detekční modul spektrálního detektoru NanoPanel Prism

Canon
Výrobce Canon využívá nového detektoru s vyhodnocovací optikou PURE VISION (předešlá technologie byla detektor Quantum Vi), s celkovou délkou 16 cm. Detekční element má velikost 0,5 mm, což zlepšuje prostorové rozlišení výsledného obrazu ve srovnání s většími detekčními elementy (avšak výsledné prostorové rozlišení je dáno dalšími faktory). Výrobce udává, že konverze energie rtg fotonů na fotony světla je o 40 % účinnější než u jiných výrobců. Nový detekční systém se vyznačuje novou technologií elektronického odstínění, což redukuje elektronický šum, dle výrobce o 28 %. Jednotlivé detekční elementy jsou od sebe vzdáleny pouze několik mikrometrů a odděleny vysoce reflexním (odrazivým) materiálem, který zabraňuje cross-talku. Díky těmto technologiím je možné ještě více snížit dávky pacientům. Ukázka sady detektorů je uvedená na obr. 3.

Obr. 3: Detektor PURE VISION

Na konci roku 2017 Canon představil nové CT – Aquilion Precision (Ultra High Resolution). Tento skener poskytuje ještě podstatně lepší prostorové rozlišení než předešlé systémy, a to až 0,15 mm (předešlé systémy se blíží prostorovému rozlišení 0,30 mm). Jedná se o 160-řadý detektor s velikostí detekčního elementu 0,25 mm s celkově 1792 datovými kanály, zatímco předešlá generace měla detekční element o velikosti 0,50 mm a celkově 896 datových kanálů. Ukázka je uvedena obr. 4. Rekonstruovaná matice je velikosti 1024 x 1024 pixelů, předešlé systémy poskytují matici o velikosti 512 x 512 pixelů.

Obr. 4: Předchozí detektor PURE VISION a současný Ultra High Resolution

Siemens
Výrobce Siemens využívá dvě sady Stellar Infitnity detektorů (jedná se o dual source systém). Každá sada obsahuje 96 řad detektorů s počtem 920 datových kanálů. Tyto detektory se vyznačují, podobně jako nejnovější detektory dalších výrobců, nízkým elektronickým šumem, což umožňuje redukovat dávky pacientům. Pro redukci rozptýleného záření se používá 3D protirozptylová mřížka (Honey Comb Filter). Ukázka jednoho detekčního modulu i s post-pacientskou filtrací je uvedena na obr. 5. Na obr.

Obr. 5: Detekční modul Stellar Infinity

Použitá literatura
[1] Carrascosa PM, Cury RC, Garcia MJ, Leipsic JA. Dual-energy CT in cardiovascular imaging. Springer, 2015
[2] GSI Xtream on Revolution CT. GE.
[3] Romman Z, Uman I, Yagil Y, Finzi D, Wainer N et al. Detector technology in simulatenous spectral imaging. White paper. Philips. 2014
[4] PURE VISION Technology. Canon.
[5] Aquilion Precision. Canon.
[6] Kanal K, Shuman W. Recent advances in CT radiation dose reduction techniques. University of Washington, Seattle. 2015

Dual energy CT (5)

V několika předešlých příspěvcích jsme si řekli více o dual energy CT (DECT) zobrazování. V tomto článku si řekneme více o technických pokrocích (nejen) v oblasti DECT, které souvisejí s rentgenkami. V budoucnu pak o těch, které souvisejí s detektory a s rekonstrukčními algoritmy.

Jak bylo řečeno již dříve, čtyři velcí výrobci (Canon (dříve Toshiba), GE, Philips i Siemens) poskytují dual energy zobrazení, ačkoliv každý z nich využívá jinou technologii, z nichž každá má své výhody i nevýhody. Nyní něco k pokročilým rentgenkám, které jednotlivé CT skenery s dual energy módem využívají (informace pochází z různých zdrojů, není možné zaručit, že nedošlo k dalšímu pokroku u daného výrobce).

Vzhledem k tomu, že již několik výrobců uvedlo na trh rotační rentgenku (nejedná se o rentgenku s rotační anodou), která rotuje jako celek a terčík je tak chlazený přímo, není parametr tepelná kapacita anody (uváděný v Heat units již od roku 1920) vhodným charakteristickým parametrem CT rentgenky. Zjednodušeně řečeno rentgenka nepotřebuje absorbovat teplo v anodě, protože je teplo ihned odváděno pryč. Jako vhodný se v současné době jeví nominální CT výkon. Stejně tak několik výrobců již využívá technologie flat emitter (ukázka na obr. 1 a 2), kdy zdrojem elektronů není helikálně navinuté katodové vlákno, ale „plošinka“ na katodě. Výhodou je větší emisní plocha (pro emisi elektronů), díky čemuž je možné zvýšit anodový proud (pak je vyšší i fluence rtg fotonů) a taktéž efekt stínění katody (elektronový mrak) se neuplatňuje v takové míře. Velikost (délka) plošinky je menší než délka katodového vlákna, ohnisko je menší, čímž se zlepšuje prostorové rozlišení. Dalším technologickým pokrokem je lepší usměrnění elektronů z katody, což umožňuje redukci množství mimoohniskového záření.

Obr. 1: Technologie flat emitter (z patentního dokumentu firmy GE)

Obr. 2: Ilustrace technologie flat emitter (žlutá oblast)

GE
Součástí nejnovějšího CT skeneru Revolution CT je rentgenka Performix Pro VCT 100, která využívá technologii dynamic focal spot control, která zajišťuje, že velikost ohniska je v různých projekcích konzistentní. I u velkých skenovaných oblastí je rentgenka schopna využívat malého ohniska a vyšší frekvence vzorkování společně s ultrarychlým detektorem Gemstone. Technologie dual energy se proto označuje GSI = Gemstone Spectral Imaging. Ukázka rentgenky Performix HD je uvedena na obr. 3.

Obr. 3: Rentgenka Performix HD

Canon (Toshiba)
Výrobce Canon využívá ve svých novějších CT skenerech rentgenky MegaCool, jejíž vylepšený design minimalizuje pohyb ohniska a produkuje méně mimoohniskového záření (technologie PureFocus). Technologie využívá odolnou měď k absorpci neužitečných fotonů. Lepší prepacientská filtrace (bow-tie) a kolimace na okrajích skenované oblasti umožňuje snížení dávek pacientům z neužitečného záření, dle slov výrobce až o 20 %.

Nejnovější CT skener Aquilion Precision (ultra high resolution) má již i rentgenku přizpůsobenou velkému prostorovému rozlišení. Ukázka rentgenky je uvedená na obr. 4. Velikost ohniska je pouze 0,4 mm x 0,5 mm.

Obr. 4: Rentgenka pro ultra high resolution

Philips
Výrobce Philips využívá u DECT rentgenky iMRC. Jedná se o přímo chlazenou rentgenku (viz výše). Rentgenka využívá malého ohniska s technologií dynamického vzorkování Z-flying focal spot ke zvýšení počtu projekcí („převzorkování“), a tím ke zlepšení kvality obrazu. Ukázka iMRC CT rentgenky je uvedena na obr. 4 a s detailnějším popisem na obr. 5.

Obr. 4: Rentgenka iMRC CT

Obr. 5: Detailnější geometrie rentgenky iMRC CT (Philips)

Siemens
Rentgenky Vectron v CT skenerech SOMATOM Force (dual source) jsou napájeny generátory (každá rentgenka má svůj generátor) o výkonu 120 kW, které umožňují produkovat v rentgence anodový proud o hodnotách až 1300 mA při napětí v rozsahu 70-150 kV. Vectron rentgenka je přímo chlazená (viz výše). Rentgenka využívá vyšší cínovou filtraci, která umožňuje lepší spektrální separaci (až o 30 %), což zvyšuje senzitivitu i specificitu DECT. Podobně jako u předchozí Straton rentgenky využívá i Vectron rentgenka technologii Z-sharp (převzorkování, podobně jako u iMRC rentgenky), která umožňuje v kombinaci s malým ohniskem o velikosti 0,4 mm x 0,5 mm zlepšit prostorové rozlišení. Ukázka Vectron rentgenky je uvedena na obr. 6.

Obr. 6: Rentgenka Vectron (Siemens)

Použitá literatura
[1] Zhang X. United States Patent Application Publication. GE. 2017
[2] Behling R. Performance and pitfalls of diagnostic X-ray sources: An overview. Medical Physics International Journal 2016; 4(2): 107-114
[3] Carrascosa PM, Cury RC, Garcia MJ, Leipsic JA. Dual-energy CT in cardiovascular imaging. Springer, 2015
[4] Behling R. Modern diagnostic X-ray sources. Technology, manufacturing, reliability. CRC Press, 2015
[5] GE Performix Tubes
[6] Canon Aquilion Precision