Archiv pro rubriku: Technické aspekty zobrazování

Optimalizace na CT (6)

V tomto pokračování příspěvků o optimalizaci na CT se podíváme blíže na CT vyšetření u pediatrických pacientů. Jak je již známo, děti a mladiství jsou citlivější na ozáření a také mají delší očekávanou dobu života před sebou, tedy i delší dobu, po kterou se mohou projevit účinky ozáření. U pediatrické populace je navíc velkým úskalím i stavba těla z hlediska zastoupení tuku, svalů a kostí, a navíc je stavba těla různá v závislosti na věku dítěte. Takže dítě není jen malý dospělí, ale liší se i stavbou těla. Proto jsou v některých centrech vyšetřovací CT protokoly nastaveny v závislosti na věku a velikosti dítěte. Nicméně nastavení různých protokolů může být pro některá centra velmi obtížné, protože neexistuje žádná standardizace. Jak ukázala studie [1], do které se zapojilo 40 zemí, tak více než polovina pracovišť spoléhá na protokoly přednastavené výrobcem. Standardně se jedná o protokoly nastavené v závislosti na věku, avšak nezohledňují konkrétní velikost dítěte.

Již se začaly objevovat studie, které provádějí optimalizaci vyšetřovacích CT protokolů nejen v závislosti na věku, ale i na velikosti dítěte, v některých případech dokonce i na stavu dítěte. Díky tomuto přístupu je pak možné získat CT obrazy dostatečné kvality za nízkých dávek záření. Optimalizace pediatrických vyšetřovacích CT protokolů by měla probíhat ve spolupráci radiologů, radiologických asistentů a taktéž radiologických fyziků. [2]

Prvním pravidlem umožňujícím na CT snížení dávek u dětí je použití nižší hodnoty napětí. Tím dojde k významnému zlepšení kontrastu, sice za cenu vyššího šumu, avšak kvalita obrazu vyjádřená poměrem kontrastu a šumu odpovídá požadované hodnotě. V případě, že je v CT obraze příliš mnoho šumu, doporučuje se zvednout hodnotu anodového proudu, resp. požadovanou kvalitu obrazu odpovídajícím parametrem (ref. mAs, index šumu atd.). U nativních CT vyšetření, např. u CT vyšetření plic nebo kostí, je možné použít napětí i 60 kV, avšak u vyšetření s použitím kontrastní látky nemusí být tak nízké napětí vhodné, protože dochází k velkému tvrdnutí rtg svazku a v obraze mohou vznikat četné artefakty. Nižší hodnota napětí by měla být volena primárně použitím nástroje pro automatickou volbu napětí a současně by měla využívat automatickou modulaci proudu (ATCM) [2]. Studie [3] ukázala, že automatická volba napětí umožnila snížení dávek u CT vyšetření hrudníku a břicha pediatrické populace o 27 %, přičemž ke snížení vedlo použití nižší hodnoty napětí u 94 % vyšetřovaných dětí. Použití nižšího napětí však nemusí být vhodné u CT vyšetření mozku, protože lebka může vytvářet artefakty.

Dalším pravidlem u CT vyšetření dětí by mělo být použití iterativní rekonstrukce, která vede ke snížení dávky, protože pro stejnou kvalitu CT obrazu jako s použitím filtrované zpětné projekce je s použitím iterativní rekonstrukce požadovaná nižší dávka, v některých případech je pokles dávky i 50 %.

V některých případech by mohly k optimalizaci vyšetřovacích CT protokolů v pediatrii pomoct diagnostické referenční úrovně (DRÚ), i když nejsou obecně vhodným nástrojem zaručujícím optimalizaci, avšak většinou jsou DRÚ stanoveny ve veličině CTDI_vol a DLP pro určitá věková rozmezí bez ohledu na velikost pacienta a klinickou indikaci. Pak konkrétně hodnota CTDI_vol nedává příliš smysl.

U pediatrických CT protokolů by měl být pro tělo standardně používán malý bow-tie filtr a současně je vhodné, stejně jako u dospělých pacientů, správně centrovat děti v gantry CT skeneru.

U lokalizačního skenu je vhodné použít geometrii s rentgenkou pod stolem, čímž dojde ke snížení dávky na oční čočku a prsní tkáň. Současně délka lokalizačního skenu by měla být nejkratší možná, ale současně dostatečně dlouhá, aby byla zachycena celá anatomická oblast, která se bude vyšetřovat. A taktéž délka vyšetřované oblasti by měla být co nejkratší, ale současně dostatečně dlouhá, aby CT vyšetření poskytlo potřebnou informaci.

Doba trvání skenu by měla být co nejkratší, abychom zabránily pohybovým artefaktům, avšak u CT vyšetření s použitím kontrastní látky je potřeba dbát na to, aby sken nepředběhl kontrastní látku, tedy aby sken neproběhl před tím, než se nasytí potřebné cévy a orgány kontrastní látkou.

V neposlední řadě je potřeba klást důraz na počet provedených fází, čím méně, tím je dávka samozřejmě nižší.

V dřívějších dobách nepříznivě ovlivňoval dávku pacientů i overranging, avšak použitím adaptivní kolimace, případně pre-kolimace, je efekt minimalizován.

Použitá literatura
[1] Vassileva J, Rehani MM, Applegate K, et al. IAEA survey of paediatric computed tomography practice in 40 countries in Asia, Europe, Latin America and Africa: procedures and protocols. Eur Radiol 2013; 23(3): 623-631.
[2] Al Mahrooqi KMS, Ng CKC, Sun Z. Pediatric computed tomography dose optimization strategies: A literature review. Journal of Medical Imaging and Radiation Sciences 2015: 46: 241-249.
[3] Siegel MJ, Hildebolt C, Bradley D. Effects of automated kilovoltage selection technology on contrast-enhanced pediatric CT and CT angiography. Radiology 2013; 289(2): 538-547.

Optimalizace na CT (5)

Mezi další součásti zobrazovacího řetězce na CT, které by měly být optimalizovány, patří bezesporu rekonstrukce výsledného obrazu. Konvenční filtry na redukci šumu sice redukují šum, ale současně redukují prostorové rozlišení a kontrast obrazu. Se zavedením iterativní rekonstrukce je možné redukovat šum a současně zachovat kontrast obrazu i prostorové rozlišení. To v praxi umožňuje zlepšit kvalitu obrazu, aniž by došlo ke zvýšení dávky, nebo zachovat kvalitu obrazu při nižší dávce.

Iterativní rekonstrukce se dělí na statistické iterativní rekonstrukce a „úplné“ iterativní rekonstrukce. Mezi statistické iterativní rekonstrukce patří např. ASIR (GE), SAFIRE (Siemens) a iDose (Philips), mezi „úplné“ iterativní rekonstrukce patří např. MBIR (GE) a FIRST (Canon). U této rekonstrukce je ve srovnání se statistickými iterativními rekonstrukcemi navíc modelována optika CT systému. Více si o iterativních rekonstrukcích řekneme v jiném článku.

Výsledná kvalita CT obrazu samozřejmě závisí na konkrétní použité iterativní rekonstrukci a také na „síle“ nebo intenzitě iterativní rekonstrukce. Většinou se síla volí v krocích, např. síla 1 až 5 u SAFIRE nebo 1 až 7 u iDose, nebo v procentech u ASIR. Ukázka iterativní rekonstrukce ASIR s různou sílou je uvedena na obr. 1, pro porovnání je zde uveden také obraz rekonstruovaný filtrovanou zpětnou projekcí (samozřejmostí je stejná dávka pro všechny čtyři obrazy, protože všechny rekonstrukce jsou provedeny na stejných hrubých (raw) datech).

Obr. 1: CT obrazy rekonstruované filtrovanou zpětnou projekcí (nahoře vlevo) a ASIR rekonstrukcí se sílou 30 % (nahoře vpravo), 70 % (dole vlevo) a 100 % (dole vpravo) [1]

Použití iterativní rekonstrukce umožňuje snížení dávek o 30-40 % ve srovnání s filtrovanou zpětnou projekcí. Pro porovnání kvality je na obr. 2 vlevo CT obraz s použitím filtrované zpětné projekce, vpravo je obraz s použitím iterativní rekonstrukce ASIR, ale obrazy se od sebe významně liší dávkou, zde vyjádřenou pomocí CTDI_vol.

Obr. 2: Ukázka CT obrazu s použitím filtrované zpětné projekce (vlevo, CTDI_vol 21,3 mGy) a s použitím iterativní rekonstrukce ASIR (vpravo, CTDI_vol 12,3 mGy) [1]

Z obr. 2 je tedy zřejmé, že iterativní rekonstrukce skutečně umožňuje získat obraz srovnatelné kvality s podstatně nižšími dávkami. Další ukázka různých typů rekonstrukcí je uvedena na obr. 3. Zde je porovnání filtrované zpětné projekce, statistické iterativní rekonstrukce a „plné“ iterativní rekonstrukce. Vhodné je zaměřit se na viditelnost lézí ve slezině znázorněnýcn na obr. 3 dole vpravo bílými šipkami.

Obr. 3: CT obraz rekonstruovaný filtrovanou zpětnou projekcí (nahoře vlevo), ASIR rekonstrukcí se sílou 50 % (nahoře vpravo), ASIR rekonstrukcí se sílou 100 % (dole vlevo) a MBIR rekonstrukcí (dole vpravo) [1]

Jednoznačně se dá z obr. 3 říct, že vzhled CT obrazů rekonstruovaných iterativní rekonstrukcí je jiný, což byla zpočátku používání iterativní rekonstrukce i slova většiny radiologů. Iterativní rekonstrukce mění spektrum šumu obrazů, proto je máme i „jiný“ dojem z obrazu.

Nakonec ještě jedno porovnání na obr. 4 a to obrazy od stejného pacienta, ale získané s různými dávkami a rekonstruované různými rekonstrukcemi. Popis obrazů je v popisu obr. 4. Zde je dobré se soustředit na viditelnost ledvinového kamene, kdy s vyšší dávkou (obrazy nahoře) je při použití ASIR i MBIR rekonstrukce kámen dobře viditelný, zatímco při nižší dávce (obrazy dole) už není s ASIR rekonstrukcí (dole vlevo) kámen jednoznačně viditelný. Zde je tedy vidět, že i samotná dávka ovlivňuje diagnostickou výtěžnost.

Obr. 4: CT obrazy pořízené s CTDI_vol = 3,57 mGy a zrekonstruované ASIR rekonstrukcí (nahoře vlevo) a MBIR rekonstrukcí (nahoře vpravo) a obrazy pořízené s dávkou CTDI_vol = 0,9 mGy zrekonstruované ASIR rekonstrukcí (dole vlevo) a MBIR rekonstrukcí (dole vpravo) [1]

V dnešní době již mají všechny nové CT skenery možnosti iterativní rekonstrukce, ale samozřejmě platí, že čím novější CT skener, tím kvalitnější jsou i výsledné obrazy. U nejmodernějších CT skenerů je iterativní rekonstrukce již pevnou součástí zobrazovacího řetězce, navíc se k tomu v dnešní době přidává i rekonstrukce s použitím umělé inteligence.

Při optimalizaci je potřeba zvolit po dohodě s radiology takovou iterativní rekonstrukci a její sílu, aby byly CT obrazy pro radiology stále dostatečně „důvěryhodné“, takže to není část, která by se dala optimalizovat jednoduše např. při měření na fantomech, ale vyžaduje více času a hlavně spolupráci radiologů.

Použitá literatura
[1] Kaza RK, Platt JF, Goodsitt MM, et al. Emerging techniques for dose optimization in abdominal CT. RadioGraphics 2014; 34: 4-17.

Optimalizace na CT (4)

V tomto článku budeme pokračovat v tom, jak souvisí kvalita CT obrazu i s habitem pacienta.

I když máme přednastavenou kvalitu obrazu pomocí indexu šumu, případně referenční kvality obrazu (více v článku „Optimalizace na CT (3)„), tedy získáváme obrazy stejné kvality, není tato kvalita obrazu vnímána u všech pacientů stejně. Příklad je uvedený na obr. 1.

Obr. 1: Axiální CT řezy o stejné tloušťce a stejném indexu šumu 30 pro menšího (vlevo) a většího (vpravo) pacienta [1]

Dva axiální CT řezy na obr. 1 mají stejnou tloušťku řezu, stejný index šumu 30 (tomu odpovídá směrodatná odchylka 16,5 HU v obou obrazech), ale obraz vpravo je vnímán jako kvalitnější. Je to díky přítomnosti intraabdominálnímu tuku. Tuk přítomný u objemnějších pacientů okolo vnitřních orgánů zvyšuje inherentní kontrast, a tím je pro nás i horší kvalita akceptovatelná, na rozdíl od menších pacientů. Z toho vyplývá, že subjektivní kvalita obrazu roste s rostoucím rozměrem pacienta. Avšak platí to pouze do určité míry, jakmile je pacient příliš obézní, kvalita obrazu je opět špatná. Proto i když máme nastavenou určitou kvalitu obrazu, např. pomocí indexu šumu pro pacienty všech velikostí, a akvizice dat probíhá samozřejmě s použitím ATCM, nemusí být všechny získané obrazy ideální kvality. Jako řešení se doporučuje zvýšit kvalitu obrazu (zvýšením ref. mAs nebo snížením indexu šumu) u malých pacientů, tedy mít např. připravené dva až tři vyšetřovací protokoly – pro malé, střední a velké nebo obézní pacienty. Dalším řešením je omezit minimální množství mA, aby hodnota ani u malých pacientů neklesla pod určitou hodnotu. A u velkých nebo obézních pacientů se doporučuje kvalitu obrazu o něco snížit změnou ref. mAs nebo indexu šumu.

Dále je potřeba optimalizovat vyšetřovací protokoly i podle indikace. Existují indikace, u kterých je potřeba vysoká kvalita obrazu, typicky se jedá o hodnocení měkkých tkání, např. při vyšetření jater při podezření na hepatocelulární karcinom, kdy se jedná o hledání nízkokontrastních lézí. Proto je potřeba mít nízký šum, což vyžaduje vyšší dávku záření. Na druhou stranu jsou i indikace, u kterých je postačující horší kvalita obrazu, např. hledání ledvinových kamenů, které jsou obecně vysokokontrastní, lze je tedy najít i v obraze s vyšším šumem. Vyšší šum je akceptovatelný také u CT angiografie, při které se zobrazuje cévní řečiště s použitím kontrastní látky. Opět se tedy jedná o vysokokontrastní zobrazení, nižší kvalita obrazu je akceptovatelná.

V neposlední řadě je u CT optimalizace potřeba zmínit správnou centraci pacienta. O tomto tématu jsem již psala, např. v příspěvku „Vliv centrace pacienta na dávku při CT zobrazení„. Samozřejmě nejde pouze o vliv na dávku, ale i o vliv na kvalitu obrazu.

Kvalitu obrazu lze ovlivnit také volbou napětí. Pro zobrazení měkkých tkání se ideálně volí napětí 120 kV, ale při vysokokontrastních zobrazeních, např. právě CT angiografii, se doporučuje použít klidně nižší hodnotu napětí, např. 80 nebo 100 kV, čímž významně vzroste kontrast obrazu. Je to díky tomu, že při nižší hodnotě napětí se rtg spektrum posune ke K-hraně jódu, a tím vzroste kontrast obrazu. S nižší hodnotou napětí je spojen vyšší šum, avšak ten se stává s lepším kontrastem akceptovatelnější. Ukázka CT obrazů pořízených s nižším a vyšším napětím je na obr. 2. Všimněte si, jak se liší viditelnost stěny střeva (vyznačeno šipkami), při nižším napětí je stěna střeva lépe diferencovatelná.

Obr. 2: Axiální CT řezy pořízené při 80 kV (vlevo) a při 120 kV (vpravo) u pacienta s Crohnovou nemocí  [1]

Nižší hodnotu napětí je vhodné volit u středních a malých pacientů, nikoliv u větších a obéznějších pacientů. U nich vede použití nižšího napětí k horší kvalitě obrazu, rtg svazek neprojde pacientem v dostatečné míře (penetrace rtg svazku je malá), obraz pak má hodně šumu a nemusí být u všech pacientů použitelný pro diagnostické účely. Nápomocná v těchto případech může být iterativní rekonstrukce. Pro těžce obézní pacienty se dokonce doporučuje zvýšit napětí ze 120 kV na 140 kV, případně až 150 kV.

Použitá literatura
[1] Kaza RK, Platt JF, Goodsitt MM, et al. Emerging techniques for dose optimization in abdominal CT. RadioGraphics 2014; 34: 4-17.

Optimalizace na CT (3)

Jak bylo uvedeno již v předešlých příspěvcích (Optimalizace na CT (1) a Optimalizace na CT (2)), optimalizace na CT zahrnuje několik faktorů a není to pouze o překročení či nepřekročení diagnostických referenčních úrovních. V dnešním příspěvku si řekneme více o referenční kvalitě obrazu. O té už bylo ve zkratce také něco řečeno v příspěvku Kvalita obrazu na CT.

Moderní CT skenery využívají při skenování automatickou modulaci proudu (Automatic Tube Current Modulation, ATCM) a některé také automatickou volbu napětí. ATCM moduluje dávkový příkon v dlouhé ose pacienta (podélná ATCM) a v axiální rovině pacienta (úhlová ATCM). Avšak základem pro získání dostatečné kvality obrazu na CT je přednastavení požadované kvality obrazu, např. pomocí ref. mAs nebo parametru index šumu. Toto přednastavení probíhá u CT různých výrobců odlišně.

Nejprve si zaveďme onu požadovanou kvalitu obrazu na CT, říkejme tomu „referenční kvalita obrazu“. Referenční kvalita obrazu definuje požadovanou kvalitu obrazu u referenčního pacienta, kterým je dospělý člověk o hmotnosti 80 kg, v pediatrii dítě o hmotnosti 20 kg. CT skener se pak snaží u každého pacienta, i když je odlišný od referenčního pacienta, volit takové expoziční parametry (především hodnotu proudu rentgenky (mA)), aby výsledná kvalita obrazu pro každého pacienta byla stejná nebo co nejvíce podobná oné požadované referenční kvalitě obrazu (definované pro referenčního pacienta). A to bez ohledu na to, jestli jde o pacienta o hmotnosti 50 kg nebo 150 kg. Volba expozičních parametrů probíhá na základě velikosti pacienta a profilu zeslabení, tedy na základě jeho velikosti, tvaru a denzity, které jsou získány primárně z lokalizačního skenu.

Referenční kvalita obrazu by samozřejmě mohla být definována nějakým jiným způsobem, avšak kvantifikace kvality obrazu na skutečných pacientech je odlišná od definice pro různé testovací fantomy. Na těch by samozřejmě bylo možné pomocí různých objektů říct, jaké nízkokontrastní a vysokokontrastní rozlišení je požadováno, avšak u pacientů to možné není.

U CT skenerů značky Siemens se používá pro kvantifikaci kvality obrazu hodnota referenční mAs, zkrácene Ref. mAs. Referenční kvalita obrazu je definována na základě poměru kontrastu a šumu v referenčním pacientovi. Pro referenčního pacienta si CT skener stanoví, jaké parametry skenování musí zvolit pro získání obrazů různých kvalit, např. kvality 30 mAs, 60 mAs, 120 mAs. Tyto hodnoty však neodpovídají reálně použitým hodnotám mAs! Jedná se pouze o definici kvality obrazu. Je-li pak pro konkrétní vyšetřovací protokol požadována kvalita obrazu ref. 60 mAs, pak ať je vyšetřován jakýkoliv pacient, CT skener se vždy snaží v tomto protokolu získat takový obraz, aby odpovídal kvalitě 60 mAs. Čím vyšší je požadovaná referenční kvalita obrazu, tím vyšší je dávka pacientovi. Ale i tak je anodový proud stále modulován pomocí ATCM.

Uveďme si příklad: Mějme požadovanou kvalitu obrazu 60 mAs (definovanou pro referenčního pacienta o hmotnosti 80 kg, jak bylo uvedeno výše). Pro malého pacienta, např. o hmotnosti 50 kg, to znamená, že při samotném CT skenování bude použita průměrná hodnota nižší, např. 35 mAs, pro velkého pacienta, např. o hmotnosti 150 kg, bude při skenování použita průměrná hodnota např. 380 mAs. Ale v obou těchto případech bude kvalita získaného obrazu 60 mAs neboli na ovládací konzoli je nastaveno ref. 60 mAs. Takže zde vidíme, že ref. mAs neodpovídá reálně použité hodnotě mAs, ale skutečně tím definujeme onu požadovanou kvalitu obrazu.

Referenční kvalita obrazu definovaná pomocí ref. mAs je jedním ze způsobů definice kvality obrazu. Druhým způsobem je použití indexu šumu, kterou využívá např. výrobce Philips (konkrétně Noise Index) a Canon (Standard Deviation). Index šumu definuje, jak velký šum v obraze je akceptovatelný. CT skenery s definicí kvality obrazu pomocí indexu šumu se pak snaží modulovat anodový proud na základě lokalizačního skenu tak, aby výsledný obraz měl takovou míru šumu, jakou jsme definovaly pomocí indexu šumu. Čím vyšší je index šumu, tím více šumu je přítomno v obraze, a tím menší dávka je použita. Ukázka dvou CT obrazů s různým indexem šumu je na obr. 1 (soustřeďte se na kontrast a šum v obrazech).

Obr. 1: CT obraz s indexem šumu 35 vlevo (CTDIvol 1,88 mGy) a s indexem šumu 22 vpravo (CTDIvol 4,67 mGy) [1]

Pro výpočet dávky a šumu může být použit následující vzorec, kde Dose_1 a Dose_2 jsou dávky potřebné pro obraz definovaný indexem šumu NI_1 a NI_2:

Z výše uvedeného vztahu vyplývá, že zdvojnásobením indexu šumu, tj. akceptací dvakrát vyšší hodnoty šumu, se sníží dávka pacientovi čtyřikrát. To platí za předpokladu, že nebude skenování omezeno maximální možnou hodnotou anodového proudu (mA).

Kvalita obrazu definovaná indexem šumu souvisí i s rekonstruovanou tloušťkou řezu. Je-li index šumu definovaný pro tloušťku řezu 5 mm, pak pro stejnou hodnotu šumu v řezu o tloušťce 2 mm bude dávka vyšší, pro stejnou hodnotu šumu v řezu o tloušťce 10 mm bude dávka nižší. Takže i samotná přednastavená tloušťka řezu ovlivňuje výslednou dávku pacientovi (tloušťka řezu nastavená prospektivně). Vztah mezi indexem šumu a rekonstruovanou tloušťkou řezu je následující:

kde t_1 a t_2 jsou dvě různé tloušťky rekonstruovaného řezu a NI_1 a NI_2 jsou obrazy s dvěma různými hodnotami šumu. Tedy pro již získaná data (retrospektivně provedené rekonstrukce) znamená větší rekonstruovaná tloušťka řezu menší index šumu. Ukázka dvou CT obrazů s různými rekonstruovanými tloušťkami řezu je na obr. 2.

Obr. 2: CT obrazy s indexem šumu 30 s rekonstruovanou tloušťkou 0,625 mm vlevo a s rekonstruovanou tloušťkou řezu 5 mm vpravo [1]

Použitá literatura
[1] Kaza RK, Platt JF, Goodsitt MM, et al. Emerging techniques for dose optimization in abdominal CT. RadioGraphics 2014; 34: 4-17.

Optimalizace na CT (2)

Optimalizace na CT zahrnuje mnoho faktorů a parametrů, které ovlivňují výslednou kvalitu, a tedy získanou diagnostickou informaci, i dávku pacientovi. Když začneme od začátku, tak je to lokalizační sken, jinak nazývaný topogram, scout, surview nebo scanogram. Věnujme se v tomto článku lokalizačnímu skenu.

Lokalizační sken může být pořízen jeden (v předozadní (AP) nebo zadopřední (PA) projekci nebo boční (LAT) projekci) nebo dva (AP nebo PA a LAT). V případě, že jsou pořízeny dva na sebe kolmé lokalizační skeny, je pak jednodušší pacienta správně vycentrovat, ale současně je pak vyšetření o něco delší a dávkově o něco více zatěžující. Lokalizační sken by měl správně zahrnovat celou oblast, která může být potenciálně skenována. Nejlépe by měl sahat o několik cm nad i pod skenovanou oblast. Avšak současně by měl být co nejkratší, abychom zbytečně nezatěžovali pacienta zářením. Nemělo by se stávat, že lokalizační sken bude kratší nebo umístěný mimo skenovanou oblast, tj. že pak plánování samotného CT skenu je provedeno naslepo, resp. automatická modulace proudu (ATCM) pak nemusí fungovat správně a taktéž nemusí být na provedeném CT skenu celá požadovaná oblast, např. může dojít k uříznutí plicních hrotů. Ukázka situace, kdy je pořízený lokalizační sken přiměřeně dlouhý i příliš krátký, je uvedena na obr. 1.

Obr. 1: Ukázka správného (vlevo) a špatného (vpravo) rozsahu lokalizačního skenu

U lokalizačního skenu je možné volit z několika projekcí, jak jsme si řekli výše. Je-li lokalizační sken u CT vyšetření v oblasti hrudníku proveden v PA projekci místo AP projekce, je tím šetřena dávka na prsní tkáň (až o 70 % [2]). Je-li lokalizační sken u CT vyšetření mozku proveden v PA projekci, je tím šetřena dávka na oční čočku. Avšak ne všechny CT skenery umožňují libovolné nastavení parametrů lokalizačního skenu.

Pro šetření dávky je možné provést lokalizační sken s použitím nižšího napětí (kV), případně s použitím nižší hodnoty proudu (mA). I když je pak lokalizační sken horší kvality, často je naprosto postačující pro naplánovaní rozsahu CT vyšetření [1], [2], [3], viz obr. 2.

Obr. 2: Lokalizační sken na fantomu při expozičních parametrech 120 kV, 35 mA (vlevo nahoře) a při 80 kV a 20 mA (vpravo nahoře) a ukázka ROI z obou lokalizačních skenů (dole) pro posouzení kvality lokalizačního skenu [3]

Další způsob, jak optimalizovat kvalitu lokalizačního skenu a také následného CT skenu, je správná centrace. O tom jsem již psala a stále je to potřeba opakovat, pacienti musí být správně vycentrovaní, jejich přibližný střed by měl ležet v izocentru CT skeneru. To znamená ani moc daleko od rentgenky (klesá dávka, ale zhoršuje se kvalita obrazu), ani moc blízko (dávka významně narůstá).

Dávky z lokalizačního skenu v závislosti na lokalizaci se pohybují v rozmezí 0,04-0,42 mSv a představují přibližně 4-5 % z celkové dávky pro klasická CT vyšetření, jak uvádí studie [1], avšak někdy je to pouze 0,25 %, jak uvádí studie [2]. Jedná-li se o nízkodávkové CT vyšetření, pak může lokalizační sken představovat i více než 30 % z celkové dávky, avšak v průměru je to 20 % [1], [2]. Závislost efektivní dávky z lokalizačního skenu na použité hodnotě proudu (mA), na použité hodnotě napětí (kV, na obr. označeno jako kVp) a na pohlaví (am = muži, af = ženy) je pro různé projekce lokalizačního skenu znázorněna na obr. 3 pro hrudník.

Obr. 3: Závislost efektivní dávky z lokalizačního skenu hrudníku na orientaci a napětí [3]

Z hodnot na obr. 3 je zřejmé, že čím nižší napětí při lokalizačním skenu, tím menší efektivní dávka. Proto se doporučuje, pokud to umožňuje daný CT skener, používat při lokalizačním skenu nižší napětí než standardně přednastavených 120 kV a taktéž nižší proud. V případě na obr. 2 došlo při použití nižšího napětí a nižších hodnot proudu k poklesu dávky o 70 %.

Použitá literatura
[1] Schmidt B, Saltybaeva N, Kolditz D, Kalender WA. Assessment of patient dose from CT localizer radiographs. Med Phys 2013; 40(8): 084301.
[2] Hoye J, Sharma S, Zhang Y, et al. Organ doses from CT localizer radiographs: Development, validation, and application of a Monte Carlo estimation technique. Med Phys 2019; 46(11): 5262-5272.
[3] Bohrer E, Schäfer S, Mäder U, et al. Optimizing radiation exposure for CT localizer radiographs. Med Phys 2017; 27(2): 145-158.

Optimalizace na CT (1)

V minulém článku jsme si řekli o tom, že samotné DRÚ, ať národní nebo místní, nejsou dostatečným nástrojem, jak zaručit optimalizaci různých vyšetření a to včetně CT vyšetření. Důvodů je několik a to zejména s ohledem na tom, jak jsou národní DRÚ stanoveny. Některé DRÚ jsou převzaty z jiných států (nemluvím nutně o našich českých národních DRÚ), jiné DRÚ jsou stanoveny pro určitou anatomickou oblast bez ohledu na indikaci (to už se týká našich českých národních DRÚ), často není ani uvedeno, pro kolik fází (nativní, arteriální, venózí…) jsou DRÚ stanoveny. Dále zde hraje roli také to, že národní DRÚ jsou stanoveny napříč různými technikami – staré vs. nové CT, protokol s a bez automatické modulace proudu, protokol s a bez použití iterativní rekonstrukce atd. Je jasné, že už z hlediska tolika různých použitých technik nemůže platit, že jakmile je naše místní DRÚ pod hodnotou národní DRÚ, tak jsou výkony optimalizované.

Optimalizace je systematické prozkoumání (posouzení) a případné upravení CT vyšetřovacích protokolů tak, aby výsledný obraz, ať už z hlediska kvality, radiační zátěže nebo provedených fází, poskytoval dostatečnou diagnostickou informaci pro danou indikaci za rozumně dosažitelných dávek záření, kontrastní látky (z důvodu možné kontrastem indukované nefropatie) a aby to nestálo příliš mnoho času, tedy aby bylo zajištěno určité workflow na pracovišti. Optimalizace není proces, který lze zvládnout za pár dnů, ale většinou to vyžaduje delší časový úsek, aby se dostalo na všechny protokoly. U některých protokolů může být provedena pouze mírná úprava, u jiných protokolů může jít o kompletní změnu.

Optimalizace by měla být provedena ve spolupráci radiologa, radiologického asistenta a radiologického fyzika. Radiolog je klinický expert na to, co by měl obraz obsahovat. Radiologický asistent na doporučení radiologického fyzika pak upraví technické parametry tak, aby daný CT skener byl schopný poskytnou požadovanou informaci.

A nyní přejděme přímo k optimalizaci. Jak začít s optimalizací? Prvním krokem by měla být konzultace s celým týmem radiologů a radiologických asistentů, zda si jsou vědomi toho, že by se u některých typů vyšetření často vyskytovaly problémy. Např. příliš mnoho pohybových artefaktů (že by bylo některé vyšetření tak dlouhé, že pacient nedokáže po celou dobu zadržet dech) nebo artefaktů způsobených tvrdnutím rtg svazku  (lze nějak předejít metal artefaktům při vyšetření pacientů s velkými kovovými objekty v těle nebo tyto artefakty lépe potlačit?), nebo soustavné upravování akvizičních (často hlavně expozičních) parametrů kvůli tomu, že rentgenka není schopná provést vyšetření s těmi přednastavenými parametry (týká se např. vyšetření obézních pacientů, kdy je doba rotace rentgenky příliš krátká a rentgenka nedokáže v každé projekci v tak krátkém čase vyprodukovat dostatek rtg fotonů), nebo jsou-li všechny rekonstruované obrazy dostatečné (různá tloušťka řezů, různé rekonstrukční kernely, různé okno zobrazení – WW, WL, atd.).

Jakmile je nějaký protokol upravený, je potřeba nejprve zkontrolovat několik prvních pacientů, u kterých byl nově optimalizovaný protokol použitý, jestli nejsou ve vyšetření nějaké základní nedostatky. V případě, že ne, pak je potřeba dát tomu delší dobu, aby se z nově provedených vyšetření dalo posoudit, jestli byla úprava protokolu celkově úspěšná. Někdy je možné upravit jeden protokol a použít ho pro více indikací, např. upravit protokol pro vyšetření koronárních tepen a aplikovat ho také při vyšetření pacientů s bypassem. V některých případech může být pro test kvality obrazu použit fantom, avšak z hlediska nepodobnosti většiny PMMA fantomů pacientům je použití relevantní pouze do určité míry.

Je-li kvalita obrazu dostatečná z pohledu radiologů, pak by se měla přenést pozornost na radiační zátěž pacientů. U dnešních CT, u kterých se využívá automatická modulace proudu (Automatic Tube Current Modulation, ATCM) již není potřeba definovat konkrétní hodnotu mAs, která by měla být použita, ale definuje se pouze požadovaná kvalita obrazu.

V příštím článku si řekneme více o konkrétních parametrech, které by měly být při optimalizaci zohledněny.

Použitá literatura
[1] ICRP. Annals of the ICRP. ICRP Publication 135. Diagnostic reference levels in medical imaging. 2017; 46 (1).
[2] Kofler JM, Cody DD, Morin RL. CT protocol review and optimization. J Am Coll Radiol 2014; 11: 267-270.

Diagnostická referenční úroveň jako nástroj optimalizace?

Jedním ze dvou základních pilířů radiační ochrany je princip optimalizace. Ten říká, že vyšetření s použitím ionizujícího záření má být provedeno tak, aby byla získána požadovaná diagnostická informace za co nejnižší dávky, která je rozumně dosažitelná. Není nutné získávat excelentní obrázky s použitím vysoké dávky, když neplyne z obrazu další přídavná informace ve srovnání se snímkem nižší, ale dostatečné kvality, při nižší použité dávce záření. Není vhodné tento princip měnit, ale často se tak děje, když je na některých marketingových prospektech uvedeno, že je snahou výrobců za každou cenu snižovat dávky pacientům.

Na lékařské ozáření, teda potenciálně na pacienty, se nevztahují limity, na rozdíl od pracovníků se zářením, pro které jsou limity zavedeny, stejně tak pro obyvatelstvo a učně. Kdyby byly pro pacienty zavedeny limity, mohlo by se v praxi stát, že lékař odmítne indikovat vyšetření právě z toho důvodu, aby nebyl u pacienta překročen limit. Takový postup může vést k poškození pacienta.

I když nejsou pro lékařské ozáření zavedeny limity, jsou lékařské expozice usměrňovány (samozřejmě, že nikdo nechce zbytečně moc ozařovat pacienty), a to pomocí tzv. diagnostických referenčních úrovní (DRÚ). DRÚ jsou úrovně dávek pro běžně prováděné typy vyšetření skupiny standardních pacientů pro obecně používané rtg systémy. DRÚ se nikdy nepoužívají pro jednotlivce, ale vždy pouze pro skupinu pacientů.

DRÚ existují na dvou úrovních – národní a místní. Národní DRÚ jsou stanoveny ve vyhlášce č. 422/2016. Místní DRÚ musí mít stanoveny každé zdravotnické zařízení provádějící lékařské ozáření pro každé běžně prováděné vyšetření nebo výkon v radiodiagnostice a intervenční radiologii.

Z porovnání dávek pro skupinu standardních pacientů se stanovenými místními DRÚ je potřeba odlišit ta vyšetření, u kterých dávka převyšuje stanovenou hodnotu, ale také ta vyšetření, u kterých je dávka extrémně nízká a dá se tedy předpokládat, že obraz nebude dostatečné kvality, čímž může být ohrožena dostatečná výtěžnost vyšetření. Převyšuje-li zjištěná hodnota dávek místní DRÚ, pak toto vyšetření velmi pravděpodobně není optimalizované, ale současně neznamená, že není-li DRÚ překročena, že vyšetření nutně je optimalizované.

DRÚ může být do jisté míry nástrojem pro optimalizaci, avšak samotné stanovení a dodržování DRÚ není jako optimalizace vyšetření dostatečné. Jak bylo zmíněno výše, optimalizace představuje získání dostatečné kvality obrazu při použití co nejnižší dávky, která je ještě rozumně dosažitelná. U některých vyšetření se může stát, že se v rámci optimalizace zjistí, že kvalita obrazu není dostatečná a musí tedy být zvýšena dávka, aby se zlepšila kvalita.

Vraťme se ještě k tvrzení v jednom z předešlých odstavců, že nepřekročení DRÚ neznamená, že je technika nutně optimalizovaná. V dokumentu ICRP Report 135 je doporučeno, aby tehdy, je-li místní DRÚ nižší než národní DRÚ, byl pro správnou optimalizaci vzat medián (50. percentil) národní distribuce hodnot, který bude porovnán s místní DRÚ. Je-li místní DRÚ nižší než medián národní distribuce, pak by se pracoviště v rámci optimalizace mělo zaměřit primárně na kvalitu obrazu než na dávky. Filozofie zde je taková, že jestliže dosáhlo pracoviště dostatečně nízkých dávek, pak hlavním cílem optimalizace není dávky dále snižovat, ale zajistit, že je kvalita obrazu dostatečná.

V příštím článku si řekneme ještě něco více o tom, jak dělat optimalizaci.

Použitá literatura
[1] IAEA Safety Standards. Radiation protection and safety of radiation sources: International Basic Safety Standards. General safety requirements Part 3. No. GSR Part 3. International Atomic Energy Agency 2014; Vienna.
[2] Sbírka zákonů České republiky č. 263/2016 – atomový zákon.
[3] Sbírka zákonů České republiky č. 422/2016 – vyhláška o radiační ochraně a zabezpečení radionuklidového zdroje.
[4] ICRP. Annals of the ICRP. ICRP Publication 135. Diagnostic reference levels in medical imaging. 2017; 46 (1).

Jak se mění dávka pacientovi se změnou expozičních parametrů?

V tomto článku si zopakujeme něco z teorie o tom, jak se mění dávka pacientovi a kvalita obrazu s měnícími se expozičními.

Mezi základní expoziční parametry patří napětí (kV), anodový proud (mA), expoziční čas (ms), elektrické množství (součin proudu a času, mAs), přídavná filtrace (mm Cu) a velikost ohniska. Předpokládejme, že máme skiagrafický systém bez expoziční automatiky (správně nazývané Automatic Exposure Control, AEC) a budeme měnit různé parametry.

Zvýšení napětí z hodnoty kV(1) na kV(2)
S vyšší hodnotou napětí roste produkce fotonů na anodě, tj. v rtg svazku máme více fotonů, které poté reagují v pacientovi. Závislost je kvadratická, tj. množství vznikajících fotonů narůstá s druhou mocninou napětí. Máme-li při napětí kV(1) = 60 kV relativní počet fotonů 1, pak při napětí kV(2) = 70 kV je relativní množství 70^2/60^2 = 1,36; tedy vzroste mi produkce fotonů o 36 %. Proto se s vyšším napětím doporučuje snížit hodnotu mAs.

Se změnou napětí se nemění pouze množství vznikajících rtg fotonů, které interagují s pacientem, ale také prostupnost rtg svazku pacientem, tedy množství rtg fotonů dopadajících na receptor obrazu. Zde je závislost s pátou mocninou neboli zvýšení napětí o 15 % nám zvýší dávku na detektoru dvojnásobně. Konkrétně pro kV(1) = 60 kV, kV(2) = kV(1)*1,15 = 69 kV. 69^5/60^5 = 2. Zvláště pak u obézních pacientů je spousta rtg fotonů nízkých energií pohlcena v pacientovi, tedy vůbec nepřispívají k tvorbě obrazu. Proto se u obézních pacientů doporučuje použít vyšší hodnotu napětí.

U dříve používaných receptorů film-fólie platilo, že s vyšším napětím se zhoršuje kontrast obrazu. Vyšší napětí znamená menší zastoupení fotoefektu (zlepšuje kontrast obrazu), vyšší zastoupení Comptonova rozptylu (zhoršuje kontrast obrazu), avšak v dnešní době digitálních technologií nemusí být tato změna viditelná díky dobrému postprocessingu.

Zvýšení anodového proudu z mA(1) na mA(2)
Závislost dávky pacienta na hodnotě anodového proudu je lineární, tj. zdvojnásobím-li anodový proud, zvýší se také dávka pacientovi dvakrát.

Co se týká kvality obrazu, tak s dvojnásobnou hodnotou mA neboli s dvojnásobnou dávkou se mi sníží relativní šum (ale opatrně, absolutní šum vzroste, stanoví se jako druhá odmocnina z počtu interagujících fotonů). Relativní šum lze vyjádřit veličinou signal-to-noise ratio (SNR), pro který platí: SNR = počet fotonů/√(počet fotonů) = √(počet fotonů). Mám-li počet dvojnásobný, pak se SNR zlepší o 41 %.

Zvýšení doby expozice z t(1) na t(2)
Závislost dávky pacienta na expozičním času je lineární, tj. zdvojnásobím-li dobu expozice, zvýší se také dávka pacientovi dvakrát. Pro kvalitu obrazu platí totéž, co platilo pro kvalitu obrazu při změně anodového proudu (viz předešlý odstavec).

Zvýšení přídavné filtrace
S vyšší přídavnou filtrací dochází k odfiltrování rtg fotonů ze spektra, nízkoenergetické fotony jsou filtrovány více, nebavíme-li se o mamografii. Použití vyšší přídavné filtrace tedy vede k tvrdnutí rtg svazku, svazek se stává pronikavější, má vyšší střední energii, a proto klesá kontrast v obraze. Současně je však pro dostatečnou dávku na detektoru nutné zvýšit produkci rtg fotonů, což klade větší nároky na generátor a rentgenku.

Přídavnou filtrací je myšlena ta filtrace, která se vkládá do rtg svazku až za základní filtraci (evakuovaná baňka rentgenky, olej….). Vkládat přídavnou filtraci do rtg svazku se doporučuje při rtg vyšetření srdce + plíce, protože je zde dostatečný inherentní kontrast (vlastní kontrast tkání), takže snížením kontrastu obrazu kvůli filtraci stále dostáváme obraz dostatečné kvality.

Zvětšení velikosti ohniska
Použitím většího ohniska je možné i při nižším napětí získat větší počet rtg fotonů, aniž by došlo k poškození rentgenky. Nevýhodou většího ohniska je větší polostín, tedy geometrická neostrost. Avšak u obéznějších pacientů není velikost ohniska tím hlavním parametrem, který zhoršuje kvalitu obrazu.

Použitá literatura
https://radiopaedia.org/articles/kilovoltage-peak

Ponechání podprsenky u CT vyšetření bariatrických pacientek?

V nedávné době proběhla v odborné obci diskuze na téma, jestli ponechávat obézním (bariatrickým) pacientkám podprsenku u CT vyšetření hrudníku, aby průřez hrudníku byl kompaktnější a způsoboval tak méně artefaktů (ideálně by měl být průřez kruhový).

U obézních pacientek dochází často k tomu, že distribuce tkáně v axiálním řezu hrudníku je velmi nehomogenní, spíše oválného tvaru a některé oblasti jsou mimo akviziční oblast, viz obr. 1 a), b), zelenou čarou je znázorněno akviziční pole. V těchto případech jakýkoliv objekt mimo akviziční pole způsobuje artefakty v obraze a týká se to právě zejména obézních pacientů. V případě, že by se pacientce doporučilo, aby si ponechala podprsenku, stává se tak kompaktnější, axiální řez hrudníkem je homogennější a tvarově se více podobá kruhu, viz obr. 1 c), d). Nepříznivým efektem zde mohou být artefakty způsobené kovovými kosticemi podprsenky, avšak artefakty leží v blízkosti samotných kostic, tedy v oblasti tuku pacientek, viz obr. 2, takže by nedošlo k ovlivnění kvality obrazu v oblasti zájmu.

Obr. 1: Bariatrická pacientka s podprsenkou a bez ní a vliv na kompaktnost prozařovaného objemu

Obr. 2: Lokalizační skeny (a), (b) a artefakty od kostic (c)

Vzhledem k tomu, že se v případě kostice jedná o kovový materiál přítomný v oblasti zájmu, by se mohlo stát, že použitím automatické modulace proudu ATCM dojde ke zvýšení proudu, a tedy ke zvýšení dávky pacientkám. Nicméně zeslabení způsobené kosticemi je tak malé ve srovnání se zeslabením pacientky, že vliv na výslednou dávku je zanedbatelný.

Závěrem lze říct, že u obézních pacientek se u CT skenu hrudníku doporučuje ponechat podprsenku, aby se zkompaktnil prozařovaný objem a předešlo se tak artefaktům způsobeným objekty mimo akviziční oblast. U hubenějších pacientek, které se vejdou do oblasti akvizičního pole, se doporučuje podprsenku před vyšetřením vysvléct.

Obrázky v tomto příspěvku pocházejí od T. Szczykutowicze a jsou z internetové diskuze, proto se omlouvám za sníženou kvalitu.

Poznámka: Jedná se pouze o závěr jedné diskuze odborníků, nikoliv však o nějaké české doporučení. Je to jedna z možností, jak lze zlepšit kvalitu obrazu na CT u obézních pacientek.

Modulační přenosová funkce (3)

Modulační přenosovou funkcí (Modulation Transfer Function, MTF) jsme se zabývali již dříve. Nyní bych k MTF ještě něco dodala, setkávám se s tím často u výběrových řízení na nové rtg systémy.

Jako limitní prostorové rozlišení se uvádí prostorová frekvence pro 10% MTF. Tedy vezmu-li si MTF jako na obr. 1, pak ta hodnota prostorové frekvence, kde MTF = 10 %, je limitním prostorovým rozlišením (frekvencí). V tomto případě je to 1,6 lp/mm neboli 16 lp/cm. Více o jednotce lp/mm zde.

Obr. 1: Limitní prostorové rozlišení [1]

Technické specifikace rtg systémů většinou udávají prostorové rozlišení, ale není nutně udáváno tak, aby bylo porovnatelné pro systémy mezi sebou. Někdo udává prostorové rozlišení pro 50% MTF a 2% MTF, jiný pro 10% a 0% MTF. Hodnotu prostorového rozlišení pro 2% a 0% MTF samozřejmě nelze porovnat, i když to vypadá, že jsou blízko.

Např. pro CT skener GE Revolution výrobce uvádí rozlišení 18,2 lp/cm = 1,82 lp/mm. Výrobce zde neuvádí pro jakou MTF to je, dá se tedy očekávat, že je to pro 0% MTF. 0% MTF zní poněkud zvláštně, jedná se pouze o dopočítanou hodnotu, nikoliv o hodnotu určenou experimentálně. Obecně platí, že hodnota prostorového rozlišení pro 2% MTF je menší než hodnota prostorového rozlišení pro 0% MTF.

Mějme čtyři fiktivní CT skenery s hodnotami MTF, tak jak je uvedeno na obr. 2. Každá MTF začíná v bodě [0,100 %]. Porovnejme CT skenery z hlediska prostorového rozlišení. Nejprve hodnoty pro 50% MTF. Z porovnání 50% MTF pro skenery 1-4 vyplývá, že nejvyššího prostorového rozlišení nabývá skener 3. Jeho MTF klesá nejpomaleji v celém rozsahu neboli určité hodnoty MTF nabývá vždy s nejvyšším prostorovým rozlišením (prostorovou frekvencí). Naopak nejhorší je skener 1, v celém rozsahu nabývá určitých hodnot MTF při nejnižších prostorových frekvencích.

Nyní se posuňme na ose X k vyšším hodnotám prostorového rozlišení a zaměřme se na 10% MTF. Skener 1 dosáhne 10% MTF při nejnižší frekvenci,  naopak skener 3 opět při nejvyšší frekvenci. Skenery 2 a 4 se při 10% MTF chovají stejně. Pro vyšší prostorové frekvence, pro 2% MTF, je zřejmé, že skener 4 vykazuje vyšší hodnoty prostorové frekvence než skener 2. Z hlediska 0% MTF je zřejmé, že nejvyšších hodnot prostorové frekvence nabývá skener 3, méně skener 4, ještě méně skener 2 a nejméně skener 1. Nicméně 0% MTF je dopočítaná virtuální hodnota, není reálně měřitelná.

Celkově vzato se dá říct, že CT skener 1 bude vykazovat nejhorší vlastnosti, skener 3 nejlepší. Mezi skenery 2 a 4 nelze rozhodnout, protože pro nižší prostorové frekvence se lépe chová skener 2, pro vyšší naopak skener 4.

Obr. 2: MTF pro čtyři fiktivní CT skenery

Nový CT skener od firmy Canon s ultra vysokým prostorovým rozlišením (UHR) využívá velmi malých detekčních elementů, o velikosti pouze 0,25 mm. Pro srovnání, v dnešní době běžná velikost detekčních elementů je 0,5-0,625 mm. Pomocí detekčních elementů o velikosti 0,25 mm a použitím speciálních rekonstrukčních algoritmů dosahuje CT Aquilion One Precision s UHR prostorového rozlišení až 50 lp/cm, alespoň tak to uvádí výrobce Canon na svém webu.

Použitá literatura:
[1] Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt EM, Boone JM. The essential physics of medical imaging. 3rd edition. Lippincott Williams & Wilkins, 2011, Philadelphia

Expoziční index (3)

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

Ještě jednou zde pro připomenutí uvádím definici deviation indexu DI:

DI = 10*log10(EI/EIT)

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Expoziční index (2)

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

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

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

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

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

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

Rtg svazek, tak jak je definovaný polotloušťkou a filtrací v tab. 1, je blízký standardizovanému rtg svazku RQA-5. Při kalibraci je nutné změřit kermu ve vzduchu dopadající na detektor KCAL, ze které se pak vypočítá EI.

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

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

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

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

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

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

Expoziční index (1)

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

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

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

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

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

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

Obr. 3: Radiogram [1]

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

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

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

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

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

Tab. 2: Závislost EI na dávce [1]

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

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

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

Jak se změnily dávky záření od roku 1896?

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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 segmentovat různé tkáně na CT vyšetření hrudníku a dokáže rozeznat také abnormality. Dále dokáže i detekovat plicní léze, stanovit 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.