Archiv pro rubriku: Technické aspekty zobrazování

Jakým způsobem ovlivňuje napětí rtg svazku dávku pacientovi?

Proč u skiagrafie klesá dávka pacientovi s rostoucí hodnotou napětí (ale jenom někdy), ale u CT tomu tak není, resp. je to přesně naopak?
—————————————————————————————–

Nejprve ke skiagrafii:
Budu-li mít skiagrafický rtg systém bez expoziční automatiky, tak tam platí, že s rostoucím napětím roste dávka pacientovi, protože s rostoucím napětím roste nejen pronikavost, ale i množství vyprodukovaných fotonů (celkově fluence energie). Tedy nezměním-li hodnotu mAs, ale pouze zvednu hodnotu napětí, vzroste s vyšší hodnotou napětí i dávka pacientovi, protože se vyprodukuje více rtg fotonů, navíc i vyšší energie, vzroste i dávka na receptoru obrazu. Platí zde tzv. „pravidlo 15%“ neboli zvednu-li napětí o 15%, bude fluence energie rtg fotonů o 50% vyšší. V praxi to pak znamená, že s nárůstem napětí o 15% je potřeba snížit hodnotu mAs o 50%, abych dostala stejnou energii na receptoru obrazu.

Ačkoliv je fluence energie úměrná druhé mocnině napětí, v praxi je to více než jen druhá mocnina. Při nižším napětí jsou ve spektru zastoupeny více nízkoenergetické fotony, které jsou pohlceny základní filtrací (kryt rentgenky, chladící olej), zatímco při vyšším napětí nejsou odfiltrovány v takové míře. Takže fluence energie roste s vyšším napětím rychleji než jen s druhou mocninou, někdy se uvádí, že je to téměř třetí mocnina.

Situace je ale jiná v případě skiagrafického rtg systému s expoziční automatikou. Expoziční automatika funguje tak, že jakmile na ni dopadne dostatečná energie záření, tak expozici ukončí. Nechť je při rtg vyšetření na takovém rtg systému použito určité napětí a určitá hodnota mAs. Zvednu-li napětí o 15%, tak se mi automaticky sníží hodnota mAs přibližně o 50%. Tím dostanu na expoziční automatice stejnou fluenci energie. Ale dávka pacientovi se zmenší, protože mnohem více záření pacientem proletí a dopadne na receptor obrazu než v případě nižší hodnoty napětí, kdy se více rtg fotonů pohltí v pacientovi.

Nevýhodou vyšší hodnoty napětí je ztráta kontrastu v důsledku většího množství rozptýleného záření, což může u některých expozic vyžadovat zvýšení hodnoty proudu (množství rtg fotonů).

Nyní k CT:
Nechť mám CT skener s automatickou modulací proudu a napětí. Provedu vyšetření při 120 kV a dávka pacientovi, resp. hodnota CTDI nebo DLP, dosáhne určité hodnoty. Snížím-li hodnotu napětí na 80 kV, sníží se i dávka pacientovi, resp. CTDI nebo DLP. Důvodem je rozdílný způsob optimalizace, CT optimalizuje obraz na poměr kontrast vs. šum, na rozdíl od skiagrafických rtg systémů, které optimalizují na fluenci energie dopadající na receptor obrazu (v případě systémů s expoziční automatikou). CT skener se vždy snaží o získání konstantní hodnoty kontrast/šum, je-li kontrast vyšší, pak je akceptovatelný i vyšší šum a naopak.

Při nižší hodnotě napětí na CT mi vzroste zastoupení fotoefektu, tj. získávám podstatně lepší kontrast v obraze. S lepším kontrastem si můžu dovolit vyšší šum, který tam dozajista je, protože mám méně rtg fotonů a taktéž jsou nižší energie, tj. menší pronikavosti. Přesto dosáhnu požadované hodnoty kontrast/šum. Takže pak platí, že s nižší hodnotou napětí klesá dávka pacientovi, i když celkově je výsledný obraz podstatně více zašuměný než v případě vyšší hodnoty napětí.

Proto u CT platí, že s nižší hodnotou napětí klesá dávka pacientovi, ale podstatně narůstá šum v obraze, o kterém se většinou nemluví.

S napětím 140 kV dochází k velké ztrátě kontrastu, proto musím požadovaný poměr kontrast/šum „nahnat“ tím, že snížím významně šum, čehož dosáhnu vyšším počtem vyprodukovaných rtg fotonů, čemuž odpovídá vyšší dávka pacientovi. Takže s vyšším napětím narůstá dávka pacientovi.

Závěr:
Použiji-li skiagrafický rtg systém bez expoziční automatiky, pak platí, že s rostoucí hodnotou kV (bez změny hodnoty mAs) roste dávka pacientovi.

Použiji-li skiagrafický rtg systém s expoziční automatikou, pak platí, že s rostoucí hodnotou kV mi klesá dávka pacientovi, protože automatika mi sama sníží hodnotu mAs na potřebnou hodnotu.

U CT platí, že s nižší hodnotu kV je menší i dávka pacientovi, ale obraz je více zašuměný.

Preprocessing rtg obrazů

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Je lepší CsI nebo GOS flat panel detektor?

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

Nejprve něco o každém z materiálů

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

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

Nyní prakticky

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

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

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

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

A ještě něco z technického hlediska

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

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

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

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

CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření hlavy

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

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

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

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

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

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

CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření břicha

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

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

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

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

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

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

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

Obr. 2: Ukázka CT protokolů břicha

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

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

CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření hrudníku

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

CT kurz IAEA – CT veličiny a sledování dávek

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Sekundární kvantový pokles

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Obr. 1: Ukázka adaptivního stínění (Siemens)

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

Overranging nebo overbeaming?

Při snižování dávek na CT je potřeba si uvědomit i to, jak významně je z důvodu overrangingu (někdy označovaný overscanning) ozářena oblast mimo plánovaný rekonstruovaný objem. Pojem overranging popisuje skenování oblasti i mimo samotnou oblast rekonstruovaného objemu z toho důvodu, aby bylo možné krajní řezy zrekonstruovat.

Mějme multislice CT, které má 64 řad detektorů, každý o tloušťce 0,6 mm. Celková kolimace nechť je 64*0,6 mm = 38,4 mm. Chceme-li zrekonstruovat krajní řezy, které jsou na obr. 1 na pozicích 80 mm a 180 mm, musíme udělat alespoň polovinu rotace za tímto řezem. V našem případě, s kolimací 38,4 mm, je to 19,2 mm na každé straně rekonstruovaného objemu (ukázka opět na obr. 1).

Obr. 1: Ukázka rekonstruované oblasti a oblasti overrangingu pro celkovou kolimaci 38,4 mm

Z obr. 1 lze také stanovit, o kolik procent se zvýší dávka právě z důvodu overrangingu. Zjednodušeně lze spočítat, že relativní dávka před samotnou rekonstruovanou oblastí je 0,5*19,2*1 = 9,6. Stejná dávka je i za rekonstruovanou oblastí. Dávka na rekonstruovanou oblast je 100*1 = 100. Takže celková dávka včetně overrangingu je 9,6+100+9,6 = 119,2. Poměrem celkové dávky 119,2 ku dávce na rekonstruovanou oblast 100 zjistímě, že dávka je z důvodu overrangingu zvýšena o 19% (119,2/100 = 1,19).

Nyní si upravme celkovou kolimaci na 32*0,6 mm = 19,2 mm. Opět chceme zrekonstruovat stejně dlouhou oblast, tedy 100. Příspěvek z overrangingu na každé straně rekonstruované oblasti je 0,5*9,6*1 = 4,8. Dávka na rekonstruovanou oblast je opět 100*1 = 100. Takže celková dávka včetně overrangingu je 4,8+100+4,8 = 109,6. Změnou celkové kolimace z 38,4 mm na 19,2 mm se nám sníží dávka z důvodu overraningu o 9%. Ve srovnání s dávkou bez overrangingu je však stále o 10% vyšší (109,6/100 = 1,10). Znázornění je uvedeno na obr. 2.

Obr. 2: Ukázka rekonstruované oblasti a oblasti overrangingu pro celkovou kolimaci 19,2 mm

Ze dvou předešlých výpočtů (jen pro informaci, v reálné situaci jsou skenované objemy podstatně delší, cca 250 mm v případě břicha nebo cca 400 mm při skenování břicha+pánve) je zřejmé, že s rostoucí celkovou kolimací svazku narůstá i podíl overrangingu na celkové dávce, proto se stal overranging vážnějším problémem až při multisclice CT s vyšším počtem řad detektorů (16 řad a více). Mimo to však platí, že dávka z overrangingu je významnější při skenování kratšího objemu (bude-li dávka na rekonstruovanou oblast 50, protože se délka oblasti zkrátí ze 100 mm na 50 mm, pak v případě větší celkové kolimace overranging představuje nárůst dávky o 38%, v případě menší celkové kolimace o 19%).

Nárůst dávky z důvodu overrangingu se stává významnou kapitolou při CT vyšetření v pediatrii, kdy se s použitím vyšší hodnoty celkové kolimace může stát, že bude ozářen radiosenzitivní orgán mimo rekonstruovanou oblast, ačkoliv u dospělých pacientů by tento orgán ozářen nebyl (děti mají menší orgány a blíže u sebe).

Mimo pojem overranging se však objevuje ještě podobný pojem, a to overbeaming. Overbeaming vyjadřuje ozáření oblasti mimo rekonstuovanou oblast z důvodu divergence svazku. Někdy se označuje jako penumbra neboli polostín. Velikost polostínu je pro daný CT skener konstantní a je to 1-3 mm. Příčinou overbeamingu je nenulová velikost ohniska. Nárůst dávky z overbeamingu je naopak od overraningu větší u menších kolimací svazku (4- a méněřadá CT). Např. u 4-řadého CT způsobuje nárůst efektivní dávky o 10-30%. Ukázka overbeamingu v závislosti na skenu je uvedena na obr. 3.

Obr. 3: Ukázka overbeamingu (šedou barvou) u různých skenů

Použitá literatura:
[1] Tack D, Kalra MK, Gevenois PA. Radiation Dose from Multidetector CT. Second Edition. Springer, 2012
[2] Cody DD, Mahesh M. AAPM/RSNA Physics Tutorial for Residents. Technologic advances in multidetector CT with a focus on cardiac imaging. Radiographics 2007; 27: 1829-1837

CT kurz IAEA – Volba napětí

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

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

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

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

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

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

Obr. 1: Změny vyvolané použitím nižšího a vyššího napětí

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

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

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

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

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

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

CT kurz IAEA – Proud rentgenky a expoziční automatika

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

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

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

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

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

Celkově probíhá modulace proudu pomocí AEC až na 4 úrovních:

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

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

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

Obr. 2: Přehled parametrů udávajících kvalitu obrazu na CT

Nyní konkrétně k AEC jednotlivých výrobců.

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

CT kurz IAEA – Přehled skenovacích parametrů

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Snímek obrazovky 2017-01-22 v 19.52.24

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

Rozdíl mezi rentgenkami

Na trhu existuje velké mnosžtví rentgenek, které se liší zejména tím, pro jakou rentgenovou (rtg) modalitu jsou určeny, což ovlivňuje i charakter rentgenky z hlediska používaného napětí a vyprodukované energie.

Mezi nejvýkonnější patří rentgenky pro výpočetní tomografii (CT). Tyto rentgenky pracují při napětích 70-140 kV, kdy při skenech dlouhých cca 4 s vyprodukují až 120 kW energie, čemuž odpovídá vyprodukované teplo 2 MJ. CT rentgenky musí mít velmi robustní konstrukci, aby dokázaly spolehlivě pracovat i při vysokých rotacích rentgenky v gantry. Při rotaci v gantry působí na rentgenky zrychlení až 30 g. Velikost ohniska se pohybuje od 0,5 mm do cca 1,5 mm.

Rentgenky angiografických systémů o výkonech 20-80 kW pracují při napětích 60-125 kV. Záření je produkováno v pulzích, celá sekvence však může trvat i několik minut. Počet pulzů se liší v závislosti na oblasti použití, vyšší počet pulzů se využívá v intervenční kardiologii. Zde se pohybuje počet pulzů nebo framů/s okolo 12-15, ale v některých případech, typicky pro levostrannou ventrikulografii, se požaduje až 25-30 pulzů/s. Pulzy mohou trvat od jednotek ms, např. 5 ms, až po desítky ms, klidně i 50 ms. U délky pulzu platí, že čím delší pulz, tím větší pohybová neostrost. Součin délky pulzu (s) a proudu rentgenky (A) je roven elektrickému množství pro daný pulz (As, častěji mAs). Pro redukci pohybové neostrosti, avšak pro dosažení dostatečné hodnoty mAs, je žádoucí, aby byl pulz co nejkratší a proud co nejvyšší. Výkonné rentgenky angiografických systémů dosahují proudu až 1000 mA.

V běžné skiagrafii se na stacionárních systémech využívají k produkci rtg fotonů napětí 40-150 kV, přičemž výkon rentgenky je okolo 80 kW. Rentgenky ve skiagrafii jsou sestrojeny tak, aby byly schopné produkovat pulzy o délce cca 3 ms každou minutu. Pro mobilní skiagrafické systémy se výkon rentgenek pohybuje mezi 10-30 kW, přičemž hodnoty 30 kW a více patří k těm nejvyšším. Existují však i mobilní rtg systémy a některé C-ramena, která využívají rentgenek se stacionární anodou. Zde je výkon rentgenky samozřejmě nižší, pohybuje se v jednotkách kW, cca 1-3 kW. Je to z toho důvodu, že chlazení u stacionární rentgenky není tak efektivní, jako je u rentgenek s rotační anodou.

Mamografické rentgenky pracují při napětích 20-40 kV a jejich specifikem je použití velmi malého ohniska, většinou tyto rentgenky obsahují ohniska o velikostech 0,1 mm a 0,3 mm.

Rentgenky se liší tedy i v tom, jakou energii na vyšetření jednoho pacienta vyprodukují. Na obr. 1 je znázorněno množství energie vyprodukované na rtg výkon u jednoho pacienta společně s časovou sousledností při běžném provozu. Množství energie pro intervenční výkony je uvedeno pro 5 minut výkonu.

charakteristika-rtg-systemuObr. 1: Vyzářená energie na jednoho pacienta pro různá napětí a různé zobrazovací modality (osa Y udává hodnotu součinu napětí, proudu rentgenky a doby expozice na jednoho pacienta) [1]

Zjištěné množství vyprodukované energie potřebné na provedení výkonu u jednoho pacienta je relativně jednoduché u skiagrafie, CT a mamografie, kdy se jedná pouze o součin napětí, proudu a délky expozice. Komplikovanější je to pro intervenční výkony, kdy je potřeba zohlednit dlouhé skiaskopické sekvence s nižším dávkovým příkonem a vysokoenergetickými akvizičními scénami.

Z obr. 1 je zřejmé, že nejnáročnější z hlediska vyprodukované energie jsou CT výkony, následované rentgenkami angiografických systémů, poté následuje mamografie. Při hodnocení z hlediska použitého napětí jsou skiagrafické systémy, pojízdná C-ramena a pojízdné skiagrafické rentgeny za mamografickými systémy, avšak díky krátkým expozicím a velmi malému dávkovému příkonu při skiaskopii je celkové množství energie vyprodukované na jednoho pacienta nízké. Podobně je tomu u dentálních rtg systémů, které mají podobný rozsah vyprodukované energie, ale mají napětí maximálně 75 kV.

Ukázka běžného provozu CT rentgenky na velmi vytíženém pracovišti je uvedena na obr. 2.

ct_rentgenkaObr. 2: Ukázka zatížení CT rentgenky ve velmi vytíženém provozu [1]

U CT, jehož provozo je zobrazen na obr. 2, se předpokládá, že celková kolimace je cca 4 cm, vzdálenost mezi ohniskem a detektorem je 114 cm a přídavná filtrace je 1,2 mm titanu pro redukci dávky pacientovi. Jedno CT vyšetření je definováno jako jeden sken nebo série několika skenů s absencí dlouhé doby chlazení (doba chlazení není delší než 2 min). Energie na jedno CT vyšetření jen zřídka překročí 800 kWs. Odlehlá hodnota 1400 kWs je studie zameřená na sycení periferních cév. Další typ výkonu, u kterého je vyprodukováno velké množství energie, je CT sken u polytraumatických pacientů.

Z hlediska použití a funkčnosti se jednotlivé rentgenky od sebe velmi významně liší, v současné době je na trhu dostupných více než 500 druhů rentgenek.

Použitá literatura:
[1] Behling R. Modern diagnostic X-ray sources. Technology, manufacturing, reliability. CRC Press, 2015

Ochranné stínění v invazivní kardiologii

Při invazivních výkonech v kardiologii, ať už pri koronárních nebo při výkonech v elektrofyziologii, mají kardiologové většinou k dispozici, mimo osobní ochranné pomůcky (zástěra, nákrčník, brýle), stropní závěsné stínění, obr. 1, stínění se závěsem na stole pacienta a občas také pomocné boční stínění, obr. 2. Tato pomocná stínění mají pomoci odstínit záření, kterým jsou ozářeny nechráněné části těla kardiologa, např. paže a spodní část dolních končetin. Z hlediska radiační ochrany, kdy jsou kardiologové nejvíce ozařováni z rozptýleného záření, je velmi důležité správné použití těchto stínění za účelem co největší redukce osobních dávek.

ceiling_shieldObr. 1: Stropní závěsné stínění (Mavig)

table_shieldObr. 2: Stolní závěsné stínění s bočním stíněním (Mavig)

Otázkou zde je, co znamená správné použití pomocných stínění, zejména z hlediska jejich umístění vzhledem k pacientovi a kardiologovi. Správným umístěním ochranných stínění se zabývala studie publikovaná v roce 2011 v Journal of American College of Cardiology: Cardiovascular Interventions [1]. Autoři této studie provedli několik měření na antropomorfním fantomu (napodobenina lidského těla), ve kterých zkoumali, jak ovlivňuje umístění pomocných stínění dávku kardiologovi.

Z měření vyplynulo, že  poloha stínění hraje velkou roli. Z hlediska závěsného stropního stínění s použitím při femorálním nebo radiálním přístupu platí, že čím blíže je stínění umístěno k pacientovi (výřez umístěn těsně nad pacienta), tím lépe. Umístění stínění cca 5 cm nad pacienta již znamená zvýšení dávky kardiologovi z rozptýleného záření o 10-20%. Posunutí stínění 20 cm kraniálně znamená zvýšení dávky kardiologovi o 20-50%. To je zjištění, které je v praxi často porušováno, protože většina lékařů umisťuje stínění co nejblíže pacientovi, aby vytvořili co největší „radiační stín“, nikoliv co nejblíže sobě, jako je tomu v případě použití deštníku v dešti. Použití stolního závěsného stínění snižuje dávku z rozptýleného záření o více než 90% v dolní části těla kardiologů. Jednorázové stínící roušky snižují dávku kardiologovi až o 60%, zejména v horní části těla.

Pro implantace kardiostimulátorů a implantabilních kardioverterů-defibrilátorů umožňují stolní závěsná stínění snížení dávek až o 100% v dolní části těla kardiologů. Použití jednorázových stínících roušek pak umožňuje snížení dávky v horní části těla kardiologů o 40-60%. Zde bohužel není možné použít stropní závěsné stínění.

Použitá literatura:
[1] Fetterly KA, Magnuson DJ, Tannahill GM, Hindal MD, Mathew V. Effective use of radiation shields to minimize operator dose during invasive cardiology procedures. JACC: Cardiovascular Interventions, 2011; 4(10): 1133-1139
[2] Klein LW, Maroney J. Optimizing operator protection by proper radiation shield positioning in the interventional cardiology suite. JACC: Cardiovascular Interventions, 2011; 4(10): 1140-1141

Efektivita tvorby rtg fotonů

Efektivita produkce rtg záření je velmi malá, obvykle se uvádí 1%. Zbytek kinetické energie elektronů dopadajících na anodu se změní na teplo. S produkcí rtg fotonů je to ve skutečnosti však ještě horší, protože 1% je pouze účinnost konverze. Z těchto vzniklých rtg fotonů ještě dalších 97% proniká do olověného stínění a pouze 3% z těchto fotonů se dostane ven z rentgenky. Celkově je tedy efektivita tvorby rtg fotonů (počítáme-li pouze ty, které se dostanou ven z rentgenky) rovna 0,01*0,03 = 0,000 3 = 0,03 %.

Nové CT detektory slibují ostřejší obrazy

Na světovém kongresu výpočetní tomografie (International Society for Computed Tomography 2016 Symposium) zazněla otázka, proč se v oblasti CT detektorů událo v nedávných letech tak málo. Krátkou odpovědí bylo to, že další krok je jednoduše obrovský. A již v současné době si tyto nové technologie razí cestu na komerční trh. [1]

„Nové detektory jsou vyvíjeny hlavně z toho důvodu, že v současné době CT detektory využívají scintilačního materiálu a ten není perfektní“, říká dr. Norbert Pelc ve své přednášce, kterou převzal za jejího autora, Williho Kalendera, který se nemohl zúčastnit sympózia z důvodu zlomené paže.

Jaký typ detektoru by byl ideální? „Budoucí detektory jsou podstatně vyššího řádu ve všech směrech“, říká dr. Pelc, který je profesorem radiologie a biomedicínského inženýrství na univerzitě ve Stanfordu. „Ideální CT detektor by měl nabídnout 100%-ní absorpční účinnost, takže by detekoval všechny rtg fotony, které na detektor dopadnou“, dodává dr. Pelc. „Ale to znamená, že geometrická účinnost je potřeba taktéž 100%-ní, aby nedocházelo ke ztrátě fotonů při jejich interakci s necitlivými částmi. Signál musí být detekován ihned, aby se neprojevovalo zpoždění signálu ani dosvit, jako se tomu děje u scintilačních detektorů.“

Ideální detektor by měl mít vysoké časové rozlišení a taktéž dobré energetické rozlišení, aby poskytoval přesné informace o každém fotonu. Vhodné by tak bylo, aby bylo možné detektor lehce zkonstruovat, aby náklady na jeho výrobu byly nízké a v neposlední řadě, aby byl extrémně stabilní, podotknul dále dr. Pelc.

Dnešní CT detektory využívají scintilačního materiálu k převedení energie rtg fotonů na fotony viditelného světla. Na vstupní straně současných detektorů je oblast scintilátorů, z nichž každý absorbuje rtg fotony a produkuje světlo. Scintilátory jsou navzájem izolované odrazivým materiálem, aby nedocházelo ke cross-talku (cross-talk je jev, kdy je světlo z jedné interakce zaznamenáno i v sousedních scintilačních prvcích, nikoliv pouze v tom jednom, kde došlo k interakci [2]). Typicky jsou detektory konstruovány tak, že v podélném směru je 64 nebo 16 detektorů. Za těmito detektory je vedená elektronika, která umožňuje převedení optického (světelného) signálu na elektrický signál, jeho zesílení, digitalizaci a spojení se zbytkem CT systému.

„Pracuji v oblasti CT detektorů již dlouhou dobu a poslední dostupné CT detektory, které jsem pomáhal navrhnout, obsahují již méně kanálů, jsou kompaktnější, za což si výrobci zaslouží pochvalu. Díky tomu je nyní možné vyrábět masivně multikanálové detektory“, říká dr. Pelc.

Typický 64-řadý detektor je tvořen 180 kanály v podélném směru a 64 kanály v axiálním (příčném) směru, všechny kanály jsou kryty protirozptylovou mřížkou. Odrazivý materiál mezi jednotlivými detekčními elementy je v současné době největší slabinou scintilačních detektorů, protože podstatně snižuje geometrickou účinnost. I kdyby byl odrazivý materiál odstraněn, geometrická účinnost by byla stále horší, právě v důsledku protirozptylové mřížky.

Ale scintilační detektory jsou podstatně rychlejší než tomu bývalo dříve, což umožňuje kratší rotační čas. Nové scintilační detektory využívají ultrarychlý keramický materiál nebo gemstone materiál. Tyto materiály jsou integrovány do vyčítací elektroniky, není potřeba žádné další spojovací elektroniky. Díky tomu byl významně redukován elektronický šum, což umožňuje snížení dávek.

„V současné době testujeme experimentální CT skener, který využívá materiálu s přímou konverzí (nepřímá konverze – rtg foton je převeden na fotony viditelného světla, které jsou poté detekovány, přímá konverze – rtg foton jako takový je detekován). Nejčastěji používaným materiálem pro přímou konverzi je CdTe, CdZnTe a taktéž HgI2 (mercuric iodid)“, dodává dr. Pelc.

Materiály s přímou konverzí se již po dobu cca deseti let využívají ve fyzice vysokých energií. Do hledáčku CT komunity se dostaly zejména proto, protože umožňují tzv. photon counting (rozlišení jednotlivých fotonů) a tedy i energetickou diskriminaci (více o photon counting detektorech zde). Technologie photon counting by byla velkým pokrokem v CT zobrazování, kdyby byla spolehlivá a náklady na její pořízení rozumné. Detektory s přímou konverzí nepotřebují pixelizaci, ani odrazivé materiály, navíc ani nemají mrtvou oblast, což umožňuje vyšší geometrickou účinnost detektorů.

Když interaguje rtg foton se scintilačním materiálem, světlo se šíří různými směry, rozptyluje se. Odrazivé vrstvy se snaží o udržení světla v daném detekčním elementu. Materiál s přímou konverzí neprodukuje světlo, ale pouze nosiče náboje v polovodivém materiálu, které jsou poté sebrány. Proto se energie zdaleka tak nerozptyluje jako ve scintilačním materiálu, point spread function je pak užší a vyšší, prostorové rozlišení tedy lepší. Např. pro CdTe detektor o velikosti 1 mm, kdy náboj prochází délkou 1 mm, je rozptyl mezi 10 a 30 mikrony (mikrometry), zatímco u klasického scintilačního materiálu je rozptyl podstatně větší. Ukázka point spread function pro běžný scintilátor, pro krystalický scintilátor a pro materiál s přímou konverzí je uvedena na obr. 1.

PSF_new_detectorsObr. 1: Point spread function pro různé materiály [1]

Časové rozlišení materiálu, jako je CdTe, je taktéž velmi dobré, typicky pod 100 nanosekund. Díky tak skvělému časovému rozlišení je pak možné rozlišovat při detekci jednotlivé fotony. Scintilační materiály používané v dnešních CT detektorech jsou podstatně rychlejší, než bývaly dříve, avšak nejsou dostatečně rychlé na to, aby umožňovaly rozlišení jednotlivých detekovaných fotonů. Scintilační materiály používané v dnešní době v CT detektorech mají dobu rozpadu signálu aspoň 1 nanosekundu a dosvit alespoň 50 nanosekund. To znemožňuje použití těchto scintilačních materiálů pro rozlišení jednotlivých fotonů (photon counting).

Materiál CdTe má však několik nevýhod. Jednou z nich je, že je dostupný pouze ve velmi malých velikostech, z toho důvodu zatím není možné sestrojit detektor, který by byl dostatečně velký v obou směrech (podelný a axiální). Taktéž vysoká cena CdTe je velkou nevýhodou. Mezi další nevýhody patří malá detekční účinnost při vysokých dávkových příkonech. V současné době jsou tyto materiály schopné detekovat 200 milionů částic za 1 sekundu na ploše 1 mm2, což je nedostatečné pro klinické CT skenery s vyšším výkonem. V neposlední řadě je nevýhodou nedostatečná energetická odezva materiálu CdTe.

Závěrem lze dodat, že tradiční diodové detektory lze zlepšit použitím materiálů s přímou konverzí a v budoucnu snad dojde k jejich zavedení do klinických provozů CT.

Použitá literatura:
[1] http://www.auntminnie.com/index.aspx?sec=ser&sub=def&pag=dis&ItemID=114488
[2] Súkupová L. Klinické CT a cone-beam CT. Česká Radiologie 2015; 69(1): 48-54

Rentgenový snímek hrudníku

Z rentgenového (rtg) snímku hrudníku lze posoudit několik skutečností:

  • Strukturu a funkčnost srdce a velkých cév
  • Chlopenní, myokardiální a perikardiální kalcifikace
  • Velikost srdce a srdečních oddílů
  • Plicní arteriální a žilní hypertenzi
  • Onemocnění chlopní, levostranné srdeční selhání a plicní edém
  • Vrozené srdeční vady
  • Lze ho využít ke zhodnocení stavu pacientů na jednotkách intenzívní péče s onemocněním srdce, pacientů po kardiochirurgických výkonech a pacientů po implantaci srdečních zařízení

Konvenční rtg vyšetření hrudníku je rutinně prováděno v posteroanteriorní (PA) projekci, ve vzpřímené poloze, v nádechu, ve vzdálenosti 180 cm od ohniska rentgenky.

  • Vzdálenost: U pacientů na lůžku je vzdálenost ohnisko – receptor obrazu menší než 180 cm, doporučuje se alespoň 100 cm. Při této kratší vzdálenosti se zdá být srdeční stín větší, což je způsobeno větší divergencí rtg svazku, viz obr. 1.
  • Projekce: Jak PA, tak i AP projekce způsobují zvětšení srdečního stínu, ale pro AP projekci je zvětšení větší, protože srdce je umístěno blíže přední straně hrudníku. U PA projekce je geometrie ozáření rentgenka – pacient zády k rentgence – receptor obrazu, u AP projekce je rentgenka – pacient čelem k rentgence – receptor obrazu.
  • Pozice pacienta: Velikost srdce se zdá být větší, je-li rtg vyšetření provedeno v pozici na zádech, typicky u pacientů na lůžku, což je způsobeno právě menší vzdáleností mezi rentgenkou a pacientem a AP projekcí.
  • Vliv nádechu: Menší nádech způsobuje, že srdce vypadá větší.
  • Napětí: Při nižší hodnotě napětí (60-80 kV, měkká technika) je rtg snímek více kontrastní, jsou lépe rozeznatelné struktury jako plíce a kosti, ale penetrace záření mediastinem je malá. Nižší napětí ale znamená i méně rozptýleného záření. Při použití vyššího napětí (120-150 kV, tvrdá technika) je rtg obraz méně kontrastní, ale je lépe vizualizované mediastinum a taktéž skrytá struktura plic. Nevýhodou je však větší množství rozptýleného záření, které ale lze redukovat použitím protirozptylové mřížky, bohužel však je nutné počítat s nárůstem dávky.

DivergenceObr. 1: Vliv divergence rtg svazku na zvětšení [1]

Ukázka rtg snímku hrudníku je uvedena na obr. 2. Popis některých srdečních struktur je uveden na obr. 3. Na obr. 4 je uveden rtg snímek hrudníku v AP (horní) a PA (dolní) projekci.

Obr. 2: Rtg snímek hrudníku

HeartObr. 3: Popis srdečních struktur na rtg snímku hrudníku [2]

Chest_2Obr. 4: Rtg snímek hrudníku v AP a PA projekci [1]

Detailní popis struktur viditelných na rtg snímku hrudníku je uveden na obr. 5.

Chest_3Obr. 5: Detailní popis struktur na rtg snímku hrudníku [1]

Použitá literatura:
[1] Ellis S. Interpreting Chest X-rays. Scion, 2010.
[2] Vijay Raghawa Rao BN. Clinical Examination in Cardiology. Elsevier, 2007.

Parametry CT skenování (6)

Rekonstrukční kernel/algoritmus
V rámci rekonstrukčního algoritmu se filtrují hrubá data (raw data), která jsou poté projekována zpět pro vytvoření obrazu. Rekonstrukční kernel je filtr, který je aplikován na hrubá data zejména proto, aby byly kompenzovány artefakty vznikající při zpětné projekci. Kernel velmi výrazně ovlivňuje to, jak bude vypadat výsledný zrekonstruovaný obraz, včetně toho, jak moc vyhlazení (smoothing) nebo detailů (sharpening) bude přítomno v obraze. Použití vyhlazovacího kernelu redukuje množství šumu v obraze, ale současně způsobuje rozmazání hran (hrany nejsou tak ostré), zatímco kernel pro detaily zvýrazní šum, ale i hrany. Existuje velké množství kernelů, od výrazně vyhlazovacích až po „ostřících“ kernelů, ale i speciální kernely používané např. v kardiologii. Používané kernely mohou být také prostorově závislé, to znamená, že periferní část obrazu bude filtrována odlišně od střední části obrazu. Použití rekonstrukčního kernelu vyžaduje splnění pouze jednoho předpokladu, a to použití na hrubá data. Proto mohou být použity různé rekonstrukční kernely bez nutnosti opakovat sken pacienta.

Pro klinická data, u kterých je vyžadován lepší kontrast nízkokontrastních objektů, se doporučuje použití vyhlazovacího kernelu. Pro lepší rozlišení objektů s vysokým kontrastem se naopak doporučuje použití ostřícího kernelu. Ukázka použití několika kernelů na tentýž obraz je uvedena na obr. 1 a taktéž na obr. 2.

CT_kernel_1Obr. 1: Ukázka použití 4 různých filtrů pro abdominální část (použitím vyhlazovacího kernelu B10 lze redukovat šum v obraze, ale jsou taktéž potlačeny hrany ve srovnání s obrazem filtrovaným kernelem B50) [2]

CT_kernel_2Obr. 2: Ukázka použití 3 různých kernelů. První obraz je příliš vyhlazen, detaily jsou rozmazané, poslední obraz je přehnaně vyostřen [1]

Při výběru kernelu je nutné uvážit diagnostickou otázku a prodiskutovat s radiology, který kernel je pro ně nejvhodnější. Nejlepší přístup je provést rekonstrukci použitím několika kernelů a poté nechat radiology, aby se shodli na tom, který kernel jim pro daný klinický obraz vyhovuje nejvíce.

V případě obézních pacientů, kdy se může stát, že je v obraze přítomno příliš mnoho šumu, je možné provést rekonstrukci použitím vyhlazovacího kernelu, čímž dojde k redukci šumu.

Použitá literatura:
[1] Wolbarst AB, Capasso P, Godfrey DJ, Price RR, Whiting BR, Hendee WR. Advances in Medical Physics 2012. Volume 4. Medical Physics Publishing, 2012
[2] Tack D, Kalra MK, Gevenois PA. Radiation Dose from Multidetector CT. Second Edition. Springer, 2012

Další články:
1) Doba rotace rentgenky, proud rentgenky
2) Pitch faktor a ukázka interakce pitch faktoru a dalších parametrů
3) Tloušťka rekonstruovaného řezu
4) Konfigurace detektoru
5) Napětí rentgenky
6) Rekonstrukční kernel/algoritmus

Parametry CT skenování (5)

Napětí rentgenky
Napětí rentgenky je rozdíl elektrických potenciálů mezi anodou a katodou rentgenky, tj. napětí, kterým jsou urychlovány elektrony vyletující z katody. Napětí rentgenky určuje maximální energii fotonů v rentgenovém (rtg) spektru, energetickou distribuci rtg spektra a taktéž celkový výstup z rentgenky. Typicky jsou při CT skenování používány hodnoty napětí v rozmezí 80-140 kV. Napětí ovlivňuje i střední energii spektra, která pak ovlivňuje lineární součinitele zeslabení. Změna napětí vede ke změně absorpce v jednotlivých materiálech, což má vliv na kontrast, šum a dávku pacientovi. Obecně platí, že fotony vyšší energie mají menší pravděpodobnost interakce, mají větší penetraci. U nižších energií mají materiály (zvláště jód) vyšší lineární součinitel zeslabení (více fotonů se absorbuje v pacientovi), proto se při nižších energiích dramaticky zlepšuje kontrast obrazu. Nicméně to znamená vyšší dávku pacientovi, proto je pro dostatečnou dávku na výstupu pacienta nutné zvýšit dávku na vstupu pacienta.

Při uvážení snížení kV je nutné vzít v potaz taktéž velikost pacienta. Pro objemově velké pacienty není možné použít příliš nízkou hodnotu kV, protože pak fotony nemají dostatečnou penetraci a pro získání určité hodnoty poměru signál/šum tím neúměrně narůstá dávka pacientovi. Naopak pro malé pacienty jsou dostatečné i fotony o nižší penetraci, proto lze s výhodou použít nižší hodnotu kV, např. 100 kV nebo 80 kV, čímž se výrazně zlepšuje kontrast v obraze, zvláště pak kontrast jodové kontrastní látky. Proto lze také snížit celkové množství fotonů, a tím i dávku pacientovi. Při nižší hodnotě kV se liší výsledná CT čísla (Hounsfieldovy jednotky) v jednotlivých tkáních od CT čísel při standardních 120 kV, což může způsobit nepříjemnost např. v případech, kdy je použit bolus tracking.

Ukázka kontrastu v obraze společně s dávkou a hodnotou CT čísel v závislosti na napětí rentgenky je uvedena na obr. 1.

CT_different_kVObr. 1: Ukázka CT obrazů v závislosti na různé hodnotě použitých kV [2]

Na obr. 2 je uvedena ukázka kontrastu pro různá napětí a taktéž pro různé rozměry eliptického fantomu simulujícího různé velikosti pacienta.

CT_contrastObr. 2: Kontrast a šum v obraze pro různé hodnoty napětí a různé velikosti fantomu

Použitá literatura:
[1] Wolbarst AB, Capasso P, Godfrey DJ, Price RR, Whiting BR, Hendee WR. Advances in Medical Physics 2012. Volume 4. Medical Physics Publishing, 2012
[2] Tack D, Kalra MK, Gevenois PA. Radiation Dose from Multidetector CT. Second Edition. Springer, 2012

Další články:
1) Doba rotace rentgenky, proud rentgenky
2) Pitch faktor a ukázka interakce pitch faktoru a dalších parametrů
3) Tloušťka rekonstruovaného řezu
4) Konfigurace detektoru
5) Napětí rentgenky
6) Rekonstrukční kernel/algoritmus