Archiv pro rubriku: Technické aspekty zobrazování

Použití ochranného stínění u skiaskopicky vedených výkonů

Obecně se dá říct, že u skiaskopicky vedených výkonů, včetně intervenčních výkonů, se nedoporučuje použití ochranného stínění pacienta.

Před použitím ochranného stínění obecně je potřeba uvážit, které radiosenzitivní orgány se při provádění výkonu budou nacházet v primárním svazku a které blízko něho. Takové posouzení je komplikovanější než ve skiagrafii, protože u skiaskopicky vedených výkonů se může projekce měnit velmi rychle a často, např. podle orientace některé cévy nebo dokonce určité části této cévy. [1]

Skiaskopické a angiografické systémy jsou určeny pro dynamické sledování a navádění v reálném čase. Obecně jsou tyto systémy vybaveny dvěma zobrazovacími módy – skiaskopickým a akvizičním. U skiaskopie se používají podstatně menší dávky na pulz (obraz), takže výsledkem je rtg obraz horší kvality, ale získaný s menší dávkou. Skiaskopie se používá jako kontrola při zavádění instrumentária. Akvizice slouží pro zaznamenání průběhu výkonu a výsledku, primárně s nástřikem kontrastní látky. Dávka na pulz (obraz) je vyšší, ale rtg obraz je kvalitnější. Na některých modernějších systémech je i skiaskopický obraz již dostatečné kvality a je možné skiaskopické scény ukládat, proto v některých případech není nutné provádět akvizici, čímž se šetří dávka pacientovi i lékaři provádějícímu výkon.

Vzhledem k použití automatického řízení dávkového příkonu/dávky (ADRC, dávka na detektoru/pulz je udržována stejná bez ohledu na velikost pacienta) je použití ochranného stínění v primárním rtg svazku kontraproduktivní, není-li zaručeno, že stínění nepřekryje senzor ADRC. Dále je potřeba si uvědomit, že v dnešní době se ve většině případů rentgenka nachází pod vyšetřovacím stolem, takže použití ochranného stínění umístěného na pacientovi postrádá smysl a umístění ochranného stínění pod pacienta, aby byly chráněny orgány blízko primárního svazku před rozptýleným zářením, je kvůli nepředvídatelné projekci nemožné. A v neposlední řadě je potřeba si uvědomit také to, že orgány mimo primární svazek obdrží většinu dávky z interního rozptýleného záření, proti kterému ochranné stínění neposkytuje ochranu. Takže u skiaskopicky vedených výkonů, včetně intervenčních, se použití ochranného stínění nedoporučuje.

Stejně jako u skiagrafie i v tomto případě zůstává nejefektivnějším způsobem jak snížit dávku pacientovi správná kolimace a dále pak použití nízkodávkového módu, ať pro skiaskopii nebo akvizice. Při těchto módech je snížena dávka na jeden pulz/obraz, takže výsledná kvalita nemusí být excelentní, nicméně častokrát je postačující. Není-li tomu tak, pak lékař volí mód s dávkou o něco vyšší.

V případě výkonů u těhotných pacientek se ochranné stínění také nedoporučuje. Výkony mimo oblast mezi bránicí a koleny mohou být provedeny bez jakéhokoliv omezení (plodu nic nehrozí). V případě, že by se oblast pánve a břicha nacházela v primárním svazku, doporučuje se uvážit použití metody nevyužívající ionizujícího záření (magnetická rezonance, ultrazvuk). Není-li to možné a je nutné výkon provést, pak by měl být výkon proveden obezřetně. Tedy udržovat dávku na plod tak nízkou, jak je rozumně dosažitelné – použít co nejnižší počet pulzů, co největší kolimaci a z projekcí volit zejména ty, při kterých se plod nenachází v primárním svazku. Avšak nepoužívat ochranné stínění ani jako psychologický efekt, může to způsobit více škody než užitku.

Použitá literatura
[1] British Institute of Radiology. Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. BIR 2020.

Použití ochranného stínění u skiagrafických vyšetření

Obecně se dá říct, že u skiagrafie se nedoporučuje použití ochranného stínění pacienta. Tím je samozřejmě myšleno tzv. kontaktní ochranné stínění, tedy to, které se umisťuje přímo na pacienta, a to buď v primárním rtg svazku nebo mimo primární svazek jako ochrana před rozptýleným zářením. Ale přesto je někdy použití ochranného stínění možné, jen je vhodné vědět, plyne-li z toho nějaký benefit pro pacienta. [1]

Před použitím ochranného stínění je potřeba uvážit, které radiosenzitivní orgány se při daném vyšetření budou nacházet v primárním svazku a které blízko něho. U skiagrafie je takové posouzení komplikovanější také tím, že je potřeba znát i projekci (geometrii), pozici a kolimaci. Cílem aplikujícího odborníka, v případě skiagrafie radiologického asistenta, je to, aby posoudil jak požadovanou anatomii zobrazit, aby okolní orgány byly ozářeny co nejméně. [1]

Ochranné stínění v primárním svazku
U mužů a chlapců je u skiagrafických vyšetření v oblasti pánve možné dobrou kolimací odstranit gonády z primárního svazku, takže ochranné stínění není potřeba. U žen a dívek je bohužel ochranné stínění často umístěno nevhodně a vaječníky nejsou stíněny, protože ani nejde říct, kde přesně se nacházejí vaječníky každé ženy. Variabilitu v umístění vaječníků zjistili autoři studie [2], kteří zakreslily pozice vaječníků u 70 žen vyšetřených ultrazvukem do jednoho obrázku, který je na obr. 1.

Obr. 1: Pozice vaječníků u 70 žen [2]

Vzhledem k tomu, že se může stát, že je ochranným stíněním zastíněna oblast zájmu a vyšetření se musí zopakovat, samozřejmě již bez použití ochranného stínění, tak je použití ochranného stínění sporné. A ve výsledku, i když je ochranné stínění umístěno správně a rtg obraz obsahuje diagnostickou informace, tak se může stát, že ochranné stínění zakryje senzor expoziční automatiky (AEC), která kvůli tomu prodlouží expozici, tedy dojde ke zvýšení dávky, protože rtg systém vyhodnotí zeslabení pacientem se stíněním větší, než by bylo bez použití ochranného stínění.

Dávku některým orgánům přítomným v primárním svazku lze snížit také vhodnou projekcí. Např. při vyšetření srdce a plic je vhodné použít zadopřední projekci, protože dojde k šetření dávky na prsní tkáň. U vyšetření lebky lze šetřit dávku na oční čočku opět použitím zadopřední projekce. Benefit plynoucí z použití zadopřední projekce převýší benefit plynoucí z použití ochranného stínění v primárním svazku v obou těchto případech. [1]

A ještě poslední informace. Při správné kolimaci lze nejen zabránit tomu, aby se některé orgány vyskytly v primárním svazku, ale lze tím také zlepšit kvalitu obrazu, protože je tím redukováno množství rozptýleného záření. [1]

Ochranné stínění mimo primární svazek
Použití ochranného stínění mimo primární svazek s cílem ochránit radiosenzitivní orgány bude mít s největší pravděpodobností efekt pouze tehdy, nachází-li se orgán ve vzdálenosti maximálně 5 cm od primárního svazku. Nachází-li se orgán, který chceme chránit, ve vzdálenosti větší, pak použití ochranného stínění nemá požadovaný efekt. Jak bylo navíc řečeno v předešlém článku, většinu záření obdrží orgány mimo primární svazek z interního rozptýleného záření (cca 70 %), zatímco vnější ochranné stínění odstíní pouze neužitečné záření, případně mimoohniskové záření. [1]

Z důvodů uvedených výše vyplývá, že nejefektivnějším nástrojem pro minimalizaci radiační zátěže u skiagrafických vyšetření zůstává správná kolimace a upravení expozičních parametrů, nikoliv použití ochranného stínění v primárním svazku nebo proti rozptýlenému záření. [1]

Shrnutí ohledně použití (kontaktního) ochranného stínění pro různá vyšetření je uvedeno v tab. 1, společně s doporučením, co je v dané situaci vhodné provést.

Použitá literatura
[1] British Institute of Radiology. Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. BIR 2020.British Institute of Radiology. Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. BIR 2020.
[2] Featherstone C, Harnett AN, Brunt AM. Ultrasound localization of the ovaries for radiation-induced ovarian ablation. Clinical Oncology 1999; 11: 393-397.

Použití ochranného stínění u rtg vyšetření (2)

V předešlém článku byla shrnuta doporučení ohledně použití/nepoužití ochranného stínění ze zmíněné publikace Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. V dnešním příspěvku se podíváme na problematiku použití ochranného stínění blíže.

Aby bylo ochranné stínění používáno efektivně, je potřeba znát hlavní zdroje záření a taktéž množství záření pocházejícího z každého tohoto zdroje. Bavíme se tedy o zdroji primárního záření, ale také o zdroji sekundárního záření.

Primární záření
Jako primární záření je označováno to záření, které vychází z rtg zdroje a které záměrně používáme při rtg vyšetření. Dávkové příkony v primárním svazku se pohybují ve velkém rozsahu a dají se rozdělit do tří kategorií. První kategorii tvoří skiaskopické expozice, u kterých se dávkový příkon pohybuje v rozmezí 1-10 mGy/s. Druhou kategorii tvoří skiagrafie, angiografické akvizice, stomatologická vyšetření a mamografie, u kterých se dávkový příkon pohybuje v rozmezí přibližně 15-25 mGy/s (ale ta expozice u některých vyšetření běží pouze po dobu např. 0,05 s, takže výsledná dávka je nízká). Třetí kategorii tvoří CT vyšetření, u kterých se dávkový příkon pohybuje v rozmezí 50-100 mGy/s. Všechny tyto dávkové příkony jsou minimálně 50x vyšší než dávkový příkon z jakéhokoliv zdroje sekundárního záření, proto je extrémně důležité snažit se omezit množství právě primárního záření např. správnou kolimací nebo upravením expozičních parametrů. [1]

Jedním ze způsobů, jak co nejvíce omezit primární záření, je kolimace clonami (někdy označováno jako clonění). Je-li ve vykolimovaném primárním svazku dávkový příkon 100 %, pak ve vzdálenosti přibližně 2,5 cm od primárního svazku pod clonami je méně než 1 % onoho dávkového příkonu. Správné clonění hraje významnou roli zejména u pediatrické populace, kdy se při nevhodném clonění může stát, že jsou významně ozářeny i sousední orgány (tím, jak jsou děti malé, tak mají orgány naskládané blíže u sebe), ačkoliv nejsou oblastí zájmu. [1]

Sekundární záření
Za zdroje sekundárního záření označujeme všechno ostatní. Zejména jde o neužitečné záření unikající z rentgenky, mimoohniskové záření a rozptýlené záření. To může pocházet ze samotného pacienta, konkrétně z vyšetřované oblasti, z vyšetřovacího stolu nebo různých jiných předmětů vyskytujících se v primárním svazku. [1]

Neužitečné záření unikající z rentgenky všemi směry je redukováno olověným stíněním krytu rentgenky a standardně je tak dávkový příkon méně než 0,3 mGy/hod. Toto záření vzniká v rentgence tehdy, interaguje-li primární svazek s konstrukčními prvky rentgenky, např. s krytem rentgenky, s clonami atd. Tím je pacient při expozici ozářen, ale jak bylo uvedeno o pár řádků výše, dávkový příkon i dávka jsou velmi nízké. [1]

Mimoohniskové záření vzniká tehdy, interagují-li urychlené usměrněné elektrony (usměrněné na malou plošinku na anodovém terčíku) mimo ohnisko, tedy při interakci s různými částmi rentgenky. Jedná se o záření vznikající mimo ohnisko, proto se označuje jako mimoohniskové. Mimoohniskové záření lze omezit dobrou konfigurací primárních a sekundárních clon, ale i tak se mu nemůžeme nikdy úplně vyhnout. Projeví se tak, že u receptoru obrazu s dostatečným dynamickým rozsahem se zobrazí anatomie i mimo kolimovanou oblast, viz obr. 1 (šedá oblast okolo ruky). Avšak bavíme se o dávkovém příkonu cca 500x nižším, než je dávkový příkon v primárním svazku. [1]

Obr. 1: Příspěvek z mimoohniskového záření – šedá oblast okolo vykolimované oblasti [1]

Zdrojem rozptýleného záření je pacient sám a také vyšetřovací stůl, různé polohovací a fixační pomůcky okolo pacienta. Pacientovy orgány mimo primární svazek obdrží určitou dávku rozptýleného záření zejména kvůli internímu rozptylu, kdy se záření odráží od různých orgánů a struktur v těle a šíří se v pacientovi dále (až do vzdálenosti cca 17 cm od primárního svazku). Proti tomuto záření se nelze chránit a to ani ochranným stíněním, které je v tomto případě naprosto neefektivní. Interní rozptýlené záření tvoří přibližně 70 % sekundárního záření, kterým jsou ozářeny orgány mimo primární svazek. [1, 2]

Pro úplnost ještě uvádím přehled dávkových příkonů primárního svazku a sekundárního záření různého původu pro skiaskopii, akvizice a CT.

Tab. 1: Přehled dávkových příkonů primárního a sekundárního záření [1]

Při výběru vhodného ochranného stínění by se pak člověk měl řídit tím, o jakých dávkových příkonech a dávkách se bavíme, ale také tím, je-li možné určitou dávku vůbec nějak odstínit, což je případ např. interního rozptýleného záření. Příště si řekneme něco více o konkrétním použití ochranného stínění při skiagrafii.

Použitá literatura
[1] British Institute of Radiology. Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. BIR 2020.
[2] Iball GR, Kennedy EV, Brettle DS. Modelling the effect of lead and other materials for shielding of the fetus in CT pulmonary angiography. Br J Radiol 2008; 81(966): 499-503.

Použití ochranného stínění u rtg vyšetření (1)

Použití ochranného stínění v primárním rtg svazku je už nějakou dobu hodně diskutovaným tématem. Některé organizace již vydaly své doporučení, jako např. British Institute of Radiology (BIR). A právě na toto doporučení, vydané teprve v březnu 2020 (takže je ještě úplně čerstvé), se v dnešním příspěvku podíváme. Doporučení je ke stažení zde: Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. Na doporučení se s společně s BIR podílel také Institute of Physics and Engineering in Medicine (IPEM) a další organizace.

Obecně již neplatí to, co platilo v 70. letech minulého století, a to že použití ochranného stínění v primárním rtg svazku vždy vede ke snížení dávky. Použití ochranného stínění v primárním rtg svazku může interferovat s expoziční automatikou (AEC), což může způsobit naopak zvýšení dávky, protože AEC vyhodnotí zeslabení zobrazovaného objektu jako vyšší a zvýší tedy elektrické množství, resp. prodlouží délku expozice. Další komplikace, která se s použitím ochranného stínění v primárním rtg svazku objevuje, je nedostatečná diagnostická informace v rtg obraze ve stíněné anatomické oblasti, což může vést k opakování expozice, samozřejmě bez použití stínění. Obecně se v UK již nedoporučuje používat ochranné stínění v primárním svazku ve skiagrafii a intervenční radiologii. Nicméně mnoho pacientů se stále domnívá, že použití ochranného stínění je nezbytné, proto stínění vyžadují a uvádějí tím aplikující adborníky, nejčastěji radiologické asistenty, do rozpaků nebo dokonce do rozporu s dobrou praxí.

I když absence ochranného stínění v primárním rtg svazku je velkou změnou v současné, po dlouhá léta zažité, klinické praxi, tak je potřeba k tomuto kroku přistoupit, protože to moderní rtg technologie umožňuje nebo dokonce vyžaduje. Podle platného principu optimalizace by mělo být cílem rtg vyšetření získání dostatečné diagnostické informace za co nejnižší dávky, nikoliv pouze minimalizace dávky záření pacientovi.

Jak bylo zmíněno již v jednom z předešlých článků, od dob objevu rtg záření až dodnes došlo k velkému snížení dávek obvykle používaných při rtg vyšetřeních. Došlo také ke změně radiosenzitivity tkání a orgánů vyjádřených tkáňovými váhovými faktory, týká se to hlavně prsní tkáně, gonád (velký pokles), tlustého střeva a žaludku. Ke změně tkáňového váhového faktoru gonád došlo z toho důvodu, že se nepodařilo prokázat dědičné účinky záření. Z tohoto důvodu je riziko vzniku dědičných účinků plynoucí z rtg vyšetření včetně CT vyšetření považováno za zanedbatelné. Mimo dědičné účinky je nutné uvážit také stochastické účinky, mezi které patří rakovina. Pravděpodobnost vzniku stochastických účinků závisí na věku, kdy došlo k ozáření jedince. Čím nižší je věk při ozáření, tím vyšší je riziko vzniku radiačně indukovaného poškození v průběhu života. Ochranné stínění gonád bylo zavedeno jako ochrana před dědičnými účinky ozáření, nikoliv jako ochrana před stochastickými účinky. Z důvodu použití podstatně nižších dávek než dříve, dále z důvodu neprokázaných dědičných účinků u lidí a z důvodu zhoršení kvality obrazu ochranným stínění v primárním svazku se nepovažuje použití ochranného stínění gonád za žádoucí.

Jak bylo zmíněno výše, tak použití ochranného stínění v primárním svazku může vést jednak ke zvýšení dávky, ale také k tomu, že není získána požadovaná diagnostická informace, tak se za mnohem efektivnější z hlediska optimalizace považuje správní kolimace a vhodná volba expozičních parametrů! Tímto způsobem lze podstatně více snížit dávku, ale stále mít dostatečnou diagnostickou informaci. Za projev optimalizace se nepovažuje pouhé snižování dávek bez zhodnocení dopadu na diagnostickou výtěžnost, tj. používání ochranného stínění aniž by byla zhodnocena kvalita obrazu z hlediska potřebné diagnostické informace.

Shrnutí vyplývající z vydaného doporučení:

  • Ve většině skiagrafických vyšetření se nedoporučuje použití ochranného stínění pacienta.
  • Také při CT vyšetření se nedoporučuje používat ochranné stínění v primárním rtg svazku z důvodu ovlivnění automatické modulace proudu a vzniku artefaktů. Pro použití ochranného stínění mimo primární rtg svazek je závěr podobný, tj. nedoporučuje se pro případ, že by se ochranné stínění vyskytlo v primárním rtg svazku neúmyslně.
  • mamografii použití ochranného stínění v primárním rtg svazku není z principu možné. Ochrana orgánů nacházejících se v blízkosti primárního rtg svazku, např. štítné žlázy, použitím ochranného stínění se nedoporučuje, protože může zasahovat do rtg obrazu, který je pak nutné opakovat, což ve výsledku představuje podstatně vyšší radiační zátěž.
  • V mamografii při vyšetření těhotné pacientky může být v případě požadavku použito ochranné stínění na břicho pacientky, protože toto stínění nijak neovlivňuje výsledný rtg obraz. Avšak nejedná se o standardní postup.
  • Použití ochranného stínění se u většiny rtg vyšetření ve stomatologii nedoporučuje, výjimkou může být CBCT vyšetření, kdy je použito velké pole zájmu (FoV). V takovém případě se může štítná žláza vyskytnout v primárním rtg svazku, a ochranné stínění tak může přispět ke snížení dávky na štítnou žlázu, avšak podstatně větší efekt má správná volba FoV, je-li to možné.

Použitá literatura
British Institute of Radiology. Guidance on using shielding on patients for diagnostic radiology applications. BIR 2020.

Optimalizace na CT (7)

V několika předešlých příspěvcích jsme se zabývali tím, jak lze provádět optimalizaci na CT. Dalším použitelným nástrojem je využití softwaru pro sledování dávek, např. Radiation Dose Management (dříve Radimetrics), DoseWatch, DOSE atd. Tento typ softwaru je standardně připojený k archivačnímu systému nemocnice PACS, kam odcházejí všechna data ze zobrazovacích modalit ve formátu DICOM, je tam tedy obsažena jak obrazová informace, tak také informace o expozičních parametrech, geometrii a taktéž nějaké dávkové hodnoty. To může být buď pro jednu konkrétní sadu CT dat (jednu vyšetřovanou fázi) nebo i pro kompletně celé CT vyšetření, tedy pro všechny provedené fáze. V tomto případě musí být archivován celý radiation dose structured report, který obsahuje informace o všech fázích, včetně lokalizačního skenu a monitorování průchodu kontrastní látky.

U CT je nejpotřebnějšími dávkovými hodnotami pro odhad dávek pacientů volumetrický kermový index výpočetní tomografie CTDI_vol a součin kermy a délky DLP (P_KL). Samotná hodnota CTDI_vol nenese informaci o velikosti pacienta, proto se za vhodnější považuje veličina SSDE (Size Specific Dose Estimate), kterou již mají některé softwary zavedenu.

Softwary pro sledování dávek umožňují analyzovat data napříč všemi připojenými CT skenery a taktéž napříč všemi vyšetřovacími protokoly napříč jedné nebo více nemocnic, nebo dokonce napříč několika státy (Dose Index Registry, American College of Radiology). Proto může software pro sledování a analýzu dávek obsahovat i statisíce vyšetření, pro která by manuální extrakce dat byla nesmírně časově náročná.

CT vyšetření je možné v rámci jedné nemocnice rozřadit např. podle již výše zmíněných vyšetřovacích protokolů, aby se zjistilo, který CT skener aplikuje na základě určité indikace jakou dávku. Vyšetřovací protokoly proto musí být tzv. indication-based a musí si odpovídat v rámci nemocnice, tj. CT protokol pro vyšetření přítomnosti ledvinových kamenů musí být vytvořen na daném CT skeneru a používán pouze tehdy, hledají-li se ledvinové kameny.

Pro porovnání CT skenerů mezi sebou se nejeví jako vhodné porovnání pouze na základě anatomické oblasti, kdy např. protokol pro vyšetření břicha může být v některých případech standardně používán jako 3-fázový, jinde jako 4-fázový, nebo může být používán pro vyšetření nízkokontrastních jaterních lézí (je vyžadována vysoká kvalita obrazu, aby bylo možné identifikovat nízkokontrastní léze) a jinde pro vyšetření ledvinových kamenů (postačuje nízká kvalita obrazu, protože kameny jsou samy o sobě kontrastní vzhledem k okolní tkáni).

Při porovnání hodnoty je potřeba také zjistit, zda se v datech vyskytují nějaké odlehlé hodnoty, které se často definují jako hodnoty, které se liší od nějaké průměrné hodnoty o více než pět standardních odchylek. V případě, že analyzujeme hodnoty CTDI_vol (při absenci hodnot SSDE), se může stát, že mezi odlehlé hodnoty budou patřit morbidně obézní pacienti, u kterých mohou být hodnoty CTDI_vol velmi vysoké. Další častou chybou může být nesprávná volba vyšetřovacího protokolu, typicky již zmíněná záměna vyšetřovacího protokolu pro vyšetření jater a ledvinových kamenů nebo např. použití protokolu na vyšetření hrudníku při vyšetření břicha, čímž bude hodnota CTDI_vol extrémně vysoká ve srovnání s hodnotami CTDI_vol pro vyšetření hrudníku. Další rozdíl může vzniknout v hodnotě DLP tehdy, je-li u některých pacientů vyšetřována pouze horní část břicha, zatímco u jiných břicho včetně pánve. Tento rozdíl pak samozřejmě nebude zjistitelný při analýze CTDI_vol, ale až při analýze hodnot DLP.

Další rozdíl v dávkách a odlehlost některých hodnot může být způsobena odlišnou velikostí referenčního fantomu, ke kterému je hodnota CTDI_vol vztažena (malý fantom o průměru 16 cm nebo velký o průměru 32 cm). Vyšetřovací protokol na jednom CT skeneru je vztažen k malému fantomu, na jiném skeneru k velkému fantomu. Typicky se to stává u pediatrických protokolů a u protokolů na vyšetření krku. Výsledkem takového porovnání pak může být to, že některý vyšetřovací protokol, případně CT skener, používá podstatně vyšší hodnoty CTDI_vol než jiný CT skener, ačkoliv to v reálu nemusí být pravda.

Dalším důvodem, proč se mohou vyskytovat odlehlé hodnoty i v rámci jednoho vyšetřovacího protokolu na jednom CT skeneru i po korekci na velikost pacienta, tj. při použití hodnot SSDE, je špatná centrace pacienta. Takže i toto je jeden z faktorů, který ovlivňuje výslednou dávku pacientovi, jak jsme si řekli už v předešlém příspěvku.

Software pro sledování dávek je velmi užitečným nástrojem pro optimalizaci, ale vyžaduje relativně hodně práce při přípravě vyšetřovacích protokolů, aby analýza dat skutečně byla užitečná, tj. abychom nesrovnávali dávkové hodnoty pro naprosto odlišné indikace.

V případě postupně probíhající optimalizace na základě kvality obrazu nám může takový software ukázat, jak probíhá postupné snížení dávek pro jednotlivé vyšetřovací protokoly, jak je uvedeno na obr. 1.

Obr. 1: Porovnání DLP hodnot v čase pro různé vyšetřovací protokoly

Použitá literatura
Parakh A, Kortesniemi M, Schindera T. CT radiation dose management: A comprehensive optimization proces for improving patient safety. Radiology 2016; 280(3): 663-673.

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.