Archiv pro rubriku: Technické aspekty zobrazování

Dual energy CT (4)

V předešlém článku jsme si řekli o dekompozici součinitele zeslabení µ(r, E) pro materiál voxelu na dva různé součinitele zeslabení pro předem známé materiály, většinou vodu a jod. Každý ze dvou součinitelů zeslabení f_1(E) a f_2(E) v rovnici (1) je lineární kombinací součinitelů zeslabení pro dvě dominantní interakce, pro fotoefekt a Comptonův rozptyl. Rayleighův rozptyl zde zanedbáme. V tomto článku si řekneme více o závislostech koeficientů f_1(E) a f_2(E).

(1)

Označme si koeficient f_i(E) pro libovolný materiál jako µ_i(E). Rovnici (1) pak lze přepsat následovně:

(2)

Pro koeficient µ_i(E), ať pro vodu nebo jod nebo jiný materiál, platí:

(3)

kde µ_f(E) je součinitel zeslabení pro fotoefekt, µ_C(E) je součinitel zeslabení pro Comptonův rozptyl. Jak víme již z interakcí pro fotoefekt a Comptonův rozptyl, Comptonův rozptyl závisí na energii E a elektronové hustotě ρ_e, která je úměrná hustotě materiálu ρ. Fotoefekt silně závisí na protonovém čísle materiálu Z, energii E a méně na hustotě materiálu ρ. Součinitele zeslabení µ_f(E) a µ_C(E) lze pak napsat následovně:

(4)

kde k_f a k_C jsou empirické konstanty, Z je protonové číslo materiálu, A je hmotnostní číslo materiálu, f_KN je koeficient z Klein-Nishinovy formule, který vykazuje závislosti podobnou E^(-1), ρ*(Z/A) odpovídá elektronové hustotě ρ_e. Poměr Z/A je téměř konstantní (≈0,5) pro všechny prvky s výjimkou vodíku a těžkých prvků, které se v lidském těle nevyskytují.

Pro materiály s nízkým Z, myšlena voda a vodě-podobné, např. měkké tkáně, je lineární součinitel zeslabení µ(E) převážně určen součinitelem pro Comptonův rozptyl µ_C(E), který je při CT energiích v měkké tkáni zastoupen ve větší míře než fotoefekt. U materiálů s vyšším Z, tedy v kostech a kontrastních látkách, je lineární součinitel zeslabení µ(E) převážně určen součinitelem pro fotoefekt µ_f(E), který je zastoupen ve větší míře. Díky těmto rozdílným zastoupením interakcí lze v obraze rozeznat různé materiály.

Z první rovnice (4) vidíme, že zastoupení fotoefektu klesá s rostoucí energií přibližně se třetí mocninou, tj. ~1/E^3. Zastoupení Comptonova rozptylu také klesá s rostoucí energií, tj. je úměrná ~1/E. Rovnici (3) lze použitím rovnic (4) pak přepsat následovně:

(5)kde koeficienty f(r) a c(r) jsou koeficienty specifické pro každý materiál a jsou závislé na hustotě ρ, protonovém čísle Z a hmotnostním čísle A materiálu obsaženém v pixelu r.

Mějme CT spektrum produkované při napětí 120 kV, jehož efektivní energie je cca 65 keV. Budeme-li se snažit odlišit kost a jodovou kontrastní látku, velmi pravděpodobně se nám to nepodaří. CT číslo u obou těchto materiálů se bude pohybovat kolem 1000 HU. Získáme-li však data při nižších energiích, např. při napětí 80 kV (efektivní energie cca 55 keV), kdy je rozdíl mezi zeslabením kosti a jodové kontrastní látky větší, umožní nám to lépe rozlišit jednotlivé materiály, protože i CT čísla budou rozdílnější. Data získána při nižší energii jsou kombinována s daty získanými při vyšší energii, typicky při 140 kV, případně 150 kV.

Použitá literatura:
Johnson TRC. Dual energy CT in clinical practice. Heidelberg: Springer, c2011. Medical radiology. ISBN 3642017401
Heismann B, Schmidt B, Flohr T. Spectral computed tomography. Washington: SPIE Press, 2012. ISBN 978-0-8194-9257-9
Russo P. Handbook of X-ray imaging. Physics and technology. Series in Medical Physics and Biomedical Engineering. CRC Press, 2018. ISBN 978-1-4987-4152-1

Dual energy CT (3)

V tomto článku navážeme na předešlý článek „Dual energy CT (2)„. Vraťme se k rovnici (1), do které pro voxel r za materiál 1 dosadíme vodu, za materiál 2 jod. Dostáváme následující rovnici:

(1) Tím, že dokážeme složení každého pixelu rozložit na zastoupení vody a jodu, je pak možné i z obrazu odečíst jod, čímž dostáváme tzv. virtuálně nekontrastní obraz (virtually non-contrast image). Mimo to je možné získat dosazením výrazu (1) do rovnice pro výpočet CT čísla (2), které se vyjádřuje v Hounsfieldových jednotkách (HU), výraz (3), na základě něhož lze zrekonstruovat tzv. monoenergetický obraz. Ten přibližně odpovídá tomu obrazu, který bychom dostali při použití spektra jakékoliv energie.

(2)(3)Zobrazení monoenergetického obrazu se využívá při popisu různých obrazů, např. obraz pro nižší energie (45-55 keV) se používá při popisu měkkých tkání, kdy chceme získat vysoký kontrast mezi lézí a okolními tkáněmi. Obraz středních energií (60-75 keV) se využívá při popisu angiografie. A obraz s vyššími energiemi (95-140 keV) se používá při popisu obrazu, u kterého jsou významné artefakty z kovových implantátů, protože vyšší energií lze docílit redukce těchto artefaktů.

Předpokládejme, že se pořizují data s použitím dvou spekter, jednoho s napětím 80 kV, druhého s napětím 140 kV. Máme-li voxel, jehož složení odpovídá vodě, tak HU zůstává při všech energiích stejné, tj. HU(80) ≈ HU(140). Máme-li voxel s velmi odlišným složením od vody, pak HU(80)  je odlišné od HU(140). Na základě toho, jak je odlišné HU(80) od HU(140), lze stanovit, o jaký materiál se jedná. Nakresleme si grafickou závislost HU(80) na HU(140) pro různé energie (obr. 1), ve které bude na ose X HU(140), na ose Y HU(80). Dále nakresleme dělící přímku pro vodu, pro kterou platí HU(80) = HU(140). Dále do tohoto obrázku zakresleme hodnoty HU pro různé materiály. Např. pro jod platí, že HU při 80 kV je podstatně vyšší než při 140 kV, takže bude od dělící přímky vlevo. Stejně tak kost. Ta ale nebude tak moc vlevo jako jod, protože má součinitel zeslabení bližší vodě. Tuk má podobný hmotnostní součinitel zeslabení jako voda, ale má menší hustotu než voda, proto leží pod nulovou hodnotou.

Obr. 1: Závislost HU(80) na HU(140)

Z obr. 1 je dále zřejmé, že s rostoucí hustotou je i hodnota HU vyšší, stejně tak s vyšším protonovým číslem materiálu (skládá-li se materiál z více prvků, označuje jeho protonové číslo Z_eff).

Pro lepší charakteristiku tkání s použitím dvou napětí se zavedl koeficient dual energy index (DEI), který se stanoví pomocí následujícího vztahu:

(4)Ze znalosti DEI lze usuzovat na chemické složení tkání. Hodnoty DEI pro některé tkáně jsou následující:

Avšak rozdíly v hodnotách DEI pro zdravou tkáň a nádorovou jsou příliš malé, proto tento index nelze použít pro odlišení nádorové tkáně od zdravé. Avšak DEI lze použít např. pro odlišení různých druhů ledvinových kamenů.

Použitá literatura:
Johnson TRC. Dual energy CT in clinical practice. Heidelberg: Springer, c2011. Medical radiology. ISBN 3642017401
Heismann B, Schmidt B, Flohr T. Spectral computed tomography. Washington: SPIE Press, 2012. ISBN 978-0-8194-9257-9
Russo P. Handbook of X-ray imaging. Physics and technology. Series in Medical Physics and Biomedical Engineering. CRC Press, 2018. ISBN 978-1-4987-4152-1

Dual energy CT (2)

V jednom z předchozích článků jsme si řekli, jakým způsobem řeší jednotliví výrobci dual energy CT. Jedná se o získání informace o součinitelích zeslabení při dvou energiích, typicky nízké energii (napětí 70-80 kV) a vysoké energii (napětí 140-150 kV). Jsou-li k dispozici informace o součiniteli zeslabení pro daný voxel pro dvě energie, je možné lépe stanovit složení daného voxelu. Primárně nejde o stanovení konkrétního složení, tj. výsledkem není informace, že voxel obsahuje uhlík, vápník atd, ale provedení dekompozice zeslabení v daném voxelu na zastoupení dvou materiálů, typicky vody a jódu, na základě jejichž zeslabení lze definovat typ materiálu nebo tkáně. Lze tak odlišit např. druhy ledvinových kamenů. V tomto článku si řekneme, jak probíhá ona zmíněná dekompozice. Začněme však ještě o něco dříve a to zavedením materiálů, které se v těle pacientů vyskytují a které je potenciálně možné použít pro dekompozici.

ICRU definuje čtyři základní materiály, které se vyskytují v těle pacientů: měkká tkáň, kostní tkáň, kontrastní látky a kovové implantáty.

Měkká tkáň v těle pacientů má elementární složení blízké vodě, obsahuje převážně atomy vodíku a kyslíku (efektivní protonové číslo cca Z=7). Hustota měkké tkáně je většinou v rozsahu 0,9-1,1 g/cm3. Zdravá a patologická tkáň se mohou lišit v hustotě přibližně o 10-20 mg/cm3, tj. pouze 0,01-0,02 g/cm3.

Kostní tkáň je druhou skupinou materiálů. Skládá se z hydroxyapatitu v různých koncentracích. Kostní tkáně mají vyšší hustotu než měkké tkáně, typicky je to 1,5-2,0 g/cm3. Jak vyšší hustota této tkáně, tak i obsah prvků s vyšším atomovým číslem (Z=20 pro vápník, Z=15 pro fosfor) způsobují, že součinitel kostní tkáně je podstatně vyšší než měkké tkáně. Rozdíl mezi zeslabením kostní tkáně a měkké tkáně je vyšší pro nižší energie rtg svazku.

Kontrastní látky představují třetí skupinu materiálů. Kontrastní látky se používají v těch případech, kdy je potřeba zvýšit kontrast mezi měkkými tkáněmi nebo tehdy, jde-li o angiografické vyšetření. Typicky používané kontrastní látky obsahují jód (Z=53) nebo gadolinium (Z=64), tedy prvky s vysokým atomovým číslem. Statisticky se dá říct, že kontrastní látka je použita u více než 50% všech CT vyšetření. Téměř ve všech případech se jedná o jódovou kontrastní látku, ale u alergických pacientů lze použít i gadoliniovou kontrastní látku, která je však běžná pro MR vyšetření. Nadále bude pojmem kontrastní látka myšlena pouze jodová kontrastní látka.

Kovové implantáty představují čtvrtou skupinu materiálů. Jedná se převážně o titanové náhrady kloubů nebo kovové výplně zubů. Kovové implantáty často degradují kvalitu obrazu vznikem streak artefaktů, které je možné alespoň z části redukovat postprocessingem.

V další části kovové implantáty jako materiál vyskytující se v těle pacientů pomineme a budeme brát v potaz pouze měkkou tkáň, kostní tkáň a kontrastní látky.

Podstatou výše zmíněné dekompozice součinitele zeslabení v daném voxelu je rozložení součinitele zeslabení v daném voxelu na příspěvek fotoefektu a Comptonova rozptylu dvou známých materiálů, typicky měkké tkáně a kostní tkáně nebo měkké tkáně a kontrastní látky, za podmínky znalosti rtg spekter. Jedná se o řešení následující rovnice:

(1)kde indexem 1 je označen první materiál a indexem 2 druhý materiál. Hmotnostní součinitel zeslabení (µ/ρ)_i ve voxelu r je lineární kombinací zastoupení fotoefektu a Comptonova rozptylu pro tento materiál i a je závislý na energii. ρ_i je hustota daného materiálu. Rovnici (1) lze zjednodušeně přepsat jako:

(2)kde f_1(E) a f_2(E) je kombinace součinitele zeslabení pro fotoefekt a Comptonův rozptyl pro materiál 1 a 2 (o závislosti těchto součinitelů je pojednáno v tomto článku). c_1(r) a c_2(r) je koncentrace materiálu 1 a 2 v pixelu r. Nechť je materiálem 1 voda a materiálem 2 jód. Pak pro f_1(E) a f_2(E) platí:

(3)

A následně použitím (2) a (3) dostáváme:

(4)Mějme kost, jejíž součinitel zeslabení chceme napsat jako lineární kombinaci zeslabení vody a jodu, tedy chceme provést dekompozici. Pro názornost je na obr. 1 ukázka součinitelů zeslabení pro všechny tři materiály:

Obr. 1: Součinitele zeslabení pro vodu, kost a jód

U dekompozice se snažíme součinitel zeslabení kosti napsat jako kombinaci součinitele zeslabení vody a jódu. Dosadíme do rovnice (4) a dostáváme:

(5)Součinitel µ_voda a µ_jod je známý (provádíme rozklad neboli dekompozici do těchto dvou materiálů, proto je považujeme za známé), µ_kost je známý z naměřených CT dat, takže je potřeba naleznout koeficient c_voda a c_jod. Tuto rovnici řešíme pro dvě spektra, nechť mají maximální energie 80 keV a 140 keV. Rovnice jsou tedy dvě, všechny tři součinitele zeslabení jsou známé (µ_voda a µ_jod známe na začátku, µ_kosti dostaneme ze získaných dat). Tedy dvě rovnice se dvěmi neznámými (neznámé jsou uvedeny tučně):

(6)Výsledek dekompozice pro jeden voxel může být např. toto:

(7)Rovnice (7) říká, že 1 cm materiálu voxelu, pro který tato rovnice platí, zeslabuje stejně jako 0,88 cm vody a 0,18 cm jodu.

CT spektra s maximální energií 80 keV i 140 keV mají efektivní energii vyšší než 35 keV, tj. jedná se o energii za K-hranou jodu (ta je na 33 keV). Pro co nejlepší dekompozici je vhodné mít co nejodlišnější spektra, tedy spektra dvou odlišných energií. Nejde však o maximální energii, ale o efektivní energii spektra, která úzce souvisí s celým spektrem. Aby byly efektivní energii dvou spekter co nejvíce rozdílné, je žádoucí, aby překryv spekter byl co nejmenší, tedy spektrální separace co největší. O spektrální separaci pro jednotlivá řešení výrobců dual energy CT si řekneme v jednom z dalších článků.

Použitá literatura:
Johnson TRC. Dual energy CT in clinical practice. Heidelberg: Springer, c2011. Medical radiology. ISBN 3642017401
Heismann B, Schmidt B, Flohr T. Spectral computed tomography. Washington: SPIE Press, 2012. ISBN 978-0-8194-9257-9

Obrazové operace (2) – ostření a vyhlazení

V předešlém článku jsme si řekli o vyhlazovacím a ostřícím filtru a jejich vlivu na prostorové rozlišení (rozlišení při vysokém kontrastu), které se popisuje např. pomocí párů čar. V tomto článku si řekneme o vlivu filtrů na rozlišení kontrastu (rozlišení při nízkém kontrastu).

Mějme opět rtg obraz fantomu, který obsahuje nízkokontrastní objekty (na obr. 1 po obvodu celého fantomu) a také vysokokontrastní objekty (na obr. 1 páry čar uprostřed fantomu).

Obr. 1: Fantom s nízkokontrastními a vysokokontrastními objekty

Použijeme-li vyhlazovací filtr, zlepší se viditelnost nízkokontrastních objektů. Viditelnost se nezlepší tím, že se zvýší signál nízkokontrastních objektů, ani jejich rozdíl od signálu pozadí, ale zlepší se směrodatná odchylka objektů i pozadí, tj. klesá šum. Grafické znázornění rozdílů signálu jednotlivých nízkokontrastních objektů a signálu pozadí je ne obr. 2 společně se směrodatnými odchylkami pro normální obraz a obraz s 10. stupněm vyhlazení. „Normální“ obraz je obraz, který již prošel standardním postprocessingem nastaveným na rtg systému, nejedná se o hrubá data.

Obr. 2: Signál nízkokontrastních objektů se směrodatnou odchylkou pro normální obraz a obraz s 10. stupněm vyhlazení

Neočekávaný průběh signálu pro 8. objekt v pořadí je způsoben výrobní chybou fantomu.

Z obr. 2 je zřejmé, že s vyšším stupněm vyhlazením klesá směrodatná odchylka homogenních objektů, tj. šum. Ukázka signálu pro první objekt v pořadí pro normální obraz a obraz s 10. stupněm vyhlazení je znázorněn také na obr. 3 jako 3D obraz.

Obr. 3: 3D zobrazení prvního nízkokontrastního objektu pro normální obraz a obraz s 10. stupněm vyhlazení

Tím, že klesá směrodatná odchylka signálu nízkokontrastního objektu, roste i detekovatelnost nízkokontrastního objektu. Pro objekt na obr. 3 je rozdíl signálu objektu a pozadí cca 780. Směrodatná odchylka pozadí je rovna 235 pro normální obraz a 56 pro vyhlazený obraz. Poměr rozdílu signálů a směrodatné odchylky pozadí je pro normální obraz roven 780/235=3,3. Pro vyhlazený obraz je poměr roven 780/56=13,9. Proto je nízkokontrastní objekt lépe detekovatelný pro vyhlazenější obraz. Jako ukázku hraničního rozlišení lze použít desátý nízkokontrastní objekt, jehož 3D ukázka je uvedena na obr. 4.

Obr. 4: 3D zobrazení desátého nízkokontrastního objektu pro normální obraz a obraz s 10. stupněm vyhlazení

Pro objekt na obr. 4 je rozdíl signálu objektu a pozadí cca 200. Poměr rozdílu signálů a směrodatné odchylky pozadí je pro normální obraz roven 200/210=1,0. Pro vyhlazený obraz je poměr roven 200/47=4,3. Pro normální obraz již nebude nízkokontrastní objekt jasně detekovatelný, zatímco pro vyhlazený obraz s velkou pravděpodobností ano. Vztah mezi signálem objektu (léze) a pozadí popisuje Roseovo kritérium, které říká, že léze je s jistotou (na 100%) detekovatelná tehdy, je-li poměr signálu a šumu ≥ 5. Některé studie však ukázaly, že pro 50%-ní detekovatelnost je dostatečné, bude-li SNR v rozmezí 2-3.

Mimo ostření a vyhlazení lze použít i nástroj pro zvýraznění hran. Ukázka hran původního obrazu je uvedená na obr. 5.

Obr. 5: Hrany obrazu

Nyní ještě něco málo k tomu, jak se provádí konkrétní úpravy obrazu. Při vyhlazení, ostření a zvýraznění hran se používá konvoluce původního obrazu s příslušnou maticí pro daný efekt. Při vyhlazení obrazu se používá konvoluce s maticí, která vypadá např. následovně:
Výsledná hodnota v každém pixelu je pak průměrem okolních bodů pixelu. Lze použít taktéž matici s pěti sloupci a s pěti řádky. Čím větší je rozměr konvoluční matice, tím je i vyhlazení výraznější.

Při ostření obrazu zvýrazňuje rozdíl mezi sousedními prvky matice. K tomu se používá matice, která může vypadat např. následovně (ukázka dvou možných matic):
Matice pro zvýraznění hran vypadá následovně:
Použitá literatura
https://imagej.nih.gov/ij/docs/guide/146-29.html
https://docs.gimp.org/en/plug-in-convmatrix.html

Obrazové operace (1) – ostření a vyhlazení

Mějme rtg obraz fantomu, který obsahuje nízkokontrastní objekty (na obr. 1 po obvodu celého fantomu) a také vysokokontrastní objekty (na obr. 1 páry čar uprostřed fantomu). Nízkokontrastní objekty se liší svým kontrastem, vysokokontrastní objekty svou velikostí. Tyto dva typy objektů se používají pro popis zobrazovacího systému z hlediska rozlišení kontrastu a prostorového rozlišení.

Obr. 1: Fantom s nízkokontrastními a vysokokontrastními objekty

Použijeme-li „ostřící“ filtr (sharpening), pak se nám změní i obraz. Různé stupně ostřícího filtru jsou znázorněny na obr. 2. Na obr. 3 a 4 jsou zobrazeny profily (tloušťka jeden pixel) podél červených čar z obr. 2. Na obr. 3 jsou pro lepší orientaci znázorněny profily pouze pro normální obraz a dva stupně ostření, na obr. 4 pro normální obraz a tři stupně ostření (pozor na rozsah hodnot na osách Y). „Normální“ obraz je obraz, který již prošel standardním postprocessingem nastaveným na rtg systému, nejedná se o hrubá data.

Obr. 2: Normální obraz (nahoře vlevo), 1. stupeň ostření (nahoře vpravo), 2. stupeň ostření (dole vlevo), 3. stupeň ostření (dole vpravo)

Obr. 3: Profily podél červených čar pro normální obraz a dva stupně ostření

Obr. 4: Profily podél červených čar pro normální obraz a tři stupně ostření

Při použití ostřícího filtru se v obrazu zvýrazňuje vysokofrekvenční složka, tedy šum. Rozdíly mezi sousedními hodnotami pixelů jsou větší (signál v normálním obraze od 5000 do 10000, ve vyostřeném obraze od 0 do 20000). S vyšším stupněm ostření působí obraz více zašuměný. Podíváme-li se na modrý profil na obr. 2, jsme schopni rozeznat tmavší a světlejší čáru (nižší a vyšší signál – zeslabující materiál a vzduch). Je-li stupeň ostření větší, profil má najednou větší výkyvy (zelený profil), čím dál hůře se rozpoznává, co bylo v původním obraze. Z oranžového profilu (nejvyšší stupeň ostření) již není vůbec patrný původní obraz.

Ostřením lze alespoň částečně zlepšit prostorové rozlišení, protože jsou některé informace v obraz zvýrazněny, jiné potlačeny. Do obrazu však není přidána nová informace. Na obr. 2 vlevo nahoře je rozeznatelných cca 15 párů čar. Na obr. 2 vpravo nahoře je to ještě o něco více, cca 16 párů čar. Na obr. 2 vlevo dole je to ještě o jeden pár více, tedy 17 párů čar, avšak na obr. 2 vpravo dole už je rozlišitelnost párů čar významně ovlivněna šumem.

Ostřící filtry se v rtg diagnostice, zejména na CT, používají pro popis detailních struktur, např. kostí, nebo pro angiografie.

Opačný efekt na obraz má vyhlazovací filtr. Různé stupně vyhlazení (větší krok než pro ostřící filtry, protože rozdíl mezi po sobě jdoucími stupni není příliš viditelný) jsou znázorněny na obr. 5. Na obr. 6 jsou zobrazeny profily (tloušťka jeden pixel) podél kratších červených čar z obr. 5. Na obr. 7 jsou zobrazeny profily pro delší červené čáry z obr. 5.

Obr. 5: Normální obraz (nahoře vlevo), 2. stupeň vyhlazení (nahoře vpravo), 5. stupeň vyhlazení (dole vlevo), 10. stupeň vyhlazení (dole vpravo)

Obr. 6: Profily podél kratších červených čar pro normální obraz a několik stupňů vyhlazení

Obr. 7: Profily podél delších červených čar pro normální obraz a několik stupňů vyhlazení

Pro lepší přehlednost jsou na obr. 8 zobrazeny profily od pixelu 25 dále.

Obr. 8: Profily podél delších červených čar pro normální obraz a několik stupňů vyhlazení od pixelu 25 dále (část obr. 7)

Při použití vyhlazovacího filtru se v obrazu zvýrazňuje kontrast a potlačuje šum. Principiálně jde o zprůměrování hodnot sousedních pixelů. Rozdíly mezi sousedními hodnotami pixelů jsou s vyšším stupněm vyhlazení menší (signál v normálním obraze od 5000 do 10000, ve vyhlazeném obraze od 5500 do 8000, ve více vyhlazeném obraze pouze od 7000 do 7300). S vyšším stupněm ostření působí obraz více hladce, možná až nepřirozeně uměle.

Vyhlazením se zhoršuje prostorové rozlišení. Na obr. 5 vlevo nahoře je rozeznatelných 15 párů čar. Na obr. 5 vpravo nahoře je to již jen cca 11-12 párů čar. Na obr. 5 vlevo dole je to pouze 9 párů čar. Na obr. 5 vpravo dole už je viditelnost významně ovlivněna vyhlazením, rozeznat lze maximálně 7 párů čar. Horší prostorové rozlišení potvrzuje také obr. 7 a 8. Pro normální obraz rozeznáme maxima a minima až po páry čar v oblasti 34-40. pixelu (na ose X), zatímco pro obraz s 10. stupněm vyhlazení rozeznáme páry čar maximálně v oblasti 25.-30. pixelu.

Vyhlazovací filtry se v rtg diagnostice, zejména na CT, používají pro popis měkkých tkání, např. při popisu abdominálních (břišních) orgánů.

Použitím filtrů lze zvýraznit některé informace v obraze, některé lze potlačit. Tímto postprocessingem však není dodána do obrazu žádná další nebo nová informace. Jedná se pouze o „lepší“ zpracování informace v obraze již přítomné.

Pro simulaci filtrů byl využit software ImageJ.

Principy rekonstrukce CT obrazu

U rekonstrukce CT obrazu je základním úkolem zjistit hodnoty zeslabení v každém pixelu (neboli hodnoty každého pixelu matice), na základě nichž pak lze určit materiál v daném pixelu (voxelu). Využívá se několika typů rekonstrukcí, základní je rekonstrukce pomocí zpětné projekce, porkočilejší je pak iterativní rekonstrukce.

Nejprve si řekneme, jak probíhá rekonstrukce CT obrazu pomocí zpětné projekce. Nechť má původní matice 3×3 následující hodnoty jednotlivých pixelů:

Při rekonstrukce však jednotlivé hodnoty pixelů neznáme, cílem rekonstrukce je tyto hodnoty zjistit. Rekonstrukce vychází ze známých profilů zeslabení v různých projekcích. Nechť máme v naší zjednodušené situaci projekce BP1 (červená), BP2 (modrá) a BP3 (zelená), graficky znázorněné následovně (hodnoty pixelů matice jsou pouze šedivé, neboť je neznáme):

Profily zeslabení pro jednotlivé projekce jsou následující:

BP1: 

BP2:

BP3:

Hodnoty v jednotlivých projekcích budeme rozdělovat rovnoměrně do všech pixelů, kterými prochází „paprsek“ dané projekce. Celkem máme 3 projekce, proto hodnoty hned zpočátku vydělíme číslem 3. Začneme u projekce BP1, řádku 1:

Nejprve hodnotu 27 vydělíme 3, dostaneme 9. Tuto hodnotu rozdělíme rovnoměrně do všech tří pixelů (prvků) prvního řádku. Do každého pixelu tedy vložíme hodnotu 3. Stejně tak pro druhý řádek, hodnotu 18 vydělíme 3 (máme 3 projekce) a pak znovu 3 (hodnotu rozdělíme do 3 pixelů). Dostaneme 2. Tuto hodnotu vložíme do každého pixelu druhého řádku. Podobně pro třetí řádek matice: Hodnotu 9 vydělíme 3, tj. máme 3. Tuto hodnotu rozdělíme rovnoměrně do každého prvku třetího řádku, takže do každého prvku vložíme hodnotu 1. Námi získaná matice odvozená z BP1 vypadá následovně:

Pro BP2 vypadá odvozená matice následovně:

Pro BP3 vypadá odvozená matice následovně:

Nyní všechny tři odvozené matice sečteme. Dostáváme matici s následujícími hodnotami:

Toto je pak výsledná zrekonstruovaná matice, která předstauje CT obraz v daném řezu. Porovnáme-li hodnoty s hodnotami původní matice, zjistíme, že jsou mírně odlišné. Hodnoty jsou jakoby „vyhlazené, rozdíl mezi vysokými a nízkými hodnotami vedlejších pixelů je menší. Např. prostřední hodnota a hodnota nad ní: původně 0 a 9 (rozdíl 9), v nové matici 4 a 7 (rozdíl 3). Ve výsledném obrazu se tento efekt projeví rozmazáním (blurring) a šumem. Obraz lze zlepšit filtrací dat, ale o tom až jindy…

Nyní k iterativní rekonstrukci. Iterativní rekonstrukce vychází buď z již zrekonstruované matice použitím zpětné projekce, nebo zjednodušeně z nulové matice (výchozí matice může být v podstatě jakákoliv). Použijme jako počáteční nulovou matici:

Mimoto známe i profily zeslabení pro každou projekci, pro náš zjednodušený případ pro projekce BP1, BP2 a BP3:

Sečteme-li hodnoty v prvním řádku původní (nulové) matice, dostáváme součet 0. Potřebujeme dostat součet 27. Číslo 27 rozdělíme rovnoměrně do 3 pixelů, do každého přidáme hodnotu 9. Podobně pro druhý řádek, hodnotu 18 rozdělíme do 3 pixelů, tedy do každého 6. Podobně pro třetí řádek. Matice po dosazení hodnot z BP1 vypadá následovně:

Pro BP2 již bereme matici, která vznikla použitím BP1. Z projekce BP2 plyne, že součet pixelů v prvním sloupci je roven 27. Z matice odvozené v předešlém kroku použitím BP1 již máme součet v prvním sloupci roven 18. Rozdíl je roven 27-18=9. Takže hodnotu 9 rozdělíme rovnoměrně na tři hodnoty, které přičteme ke stávajícím hodnotám v matici. Tedy 9/3=3, proto do každého pixelu prvního sloupce přičtu 3.

Podle profilu zeslabení je součet v druhém sloupci roven 9. V matici odvozené z BP1 je součet v druhém sloupci roven 18. Rozdíl 9-18=-9. Tedy hodnoty -9 rozdělím rovnoměrně do všech tří pixelů druhého sloupce, ke každému pixelu přičtu hodnotu -3. Podobně pro třetí sloupec (rozdíl je roven 0, proto se pixely posledního sloupce nemění). Výsledná matice je následující:

Zbývá nám projekce BP3. Součet pro jednotlivé paprsky je roven 9, 9, 9, 18, 9, jak ukazuje následující grafické znázornění:

Stejným způsobem, jako pro BP1 a BP2 zkorigujeme hodnoty v jednotlivých paprscích BP3. Dostáváme:

Výsledná matice je rovna:

Tato matice odpovídá i původní matici, jejíž hodnoty pixelů jsme hledali. Zde je zřejmé, že iterativní rekonstrukci poskytuje lepší výsledek než zpětná projekce, ale pro její praktické použití je nutné mít dostatečnou výpočetní kapacitu. Kdybychom vycházeli místo nulové matice z matice, která nám vyšla při výpočtu zpětnou projekcí, byla by po prvním kole iterace výsledná matice následující:

Aplikujeme-li další kolo iterace, výsledná matice bude více a více podobná původní matici. Obecně je iterativní rekonstrukce výpočetně náročnější (jedná se o rekonstrukci matice 512×512 v několika řezech, nikoliv pouze 3×3 v jednom řezu) než rekonstrukce použitím zpětné projekce, což je i jejím největším limitujícím faktorem.

Nejnovější CT skenery

Na poli CT skenerů dochází k neustálému vývoji, který vede ke zlepšování CT skenerů, což přináší další výhody při CT vyšetření pacientů. Typicky se jedná o rychlejší sken a nižší dávku.

Obr. 1: Ukázka nových CT skenerů [1]

Souhrnně pro nejnovější CT skenery všech čtyř velkých výrobců – GE Revolution CT, Philips IQon Spectral CT, Siemens Somatom Force, Toshiba Aquilion ONE (Toshiba uvedla nedávno na trh nový skener Aquilion One Genesis) – platí následující informace:

  • Prostorové rozlišení v axiální rovině: 0,4 až 0,7 mm
  • Nominální tloušťka řezu: 0,5 až 1,5 mm
  • Parametry rentgenky (maximální): 120 kW, 150 kV, 1300 mA
  • Efektivní proud rentgenky: 10 až 1000 mAs
  • Doba rotace rentgenky okolo pacienta: 0,25 až 0,50 s
  • Počet simultánně nabíraných řezů: 16 až 320
  • Posun stolu na 1 rotaci rentgenky: 1 až 183 mm
  • Rychlost skenu: až 73 cm/s
  • Časové rozlišení: 50 až 250 cm

Těmito parametry se vyznačují CT skenery s nejnovějšími rentgenkami – GE Performix HDw, Philips iMRC, Siemens Vectron, Toshiba Megacool Vi.

Obr. 2: Ukázka nových CT rentgenek [1]

Na CT skenery jsoukladeny velké požadavky z hlediska mechanické stability, např. pri rotaci rentgenky okolo pacienta za 0,2 s působí na rotující části odtředivé zrychlení téměř 50 g. Design systému musí bý robustní, ale současně cenově a prostorově dostupný.

Současně i na samotné rentgenky jsou kladeny velké požadavky, což bylo již zřejmé ze souhrnných parametrů uvedených výše. Rentgenky by měly umožňovat skenování ve větším rozmezí napětí, přibližně od 70 do 150 kV, měly by produkovat vysoké proudy i při nižším napětí, měly by umožňovat dostatečné kontinuální zatížení a samozřejmě musí být schopny pracovat při velkém odtředivém zrychlení, až těch zmíněných 50 g.

Velkým posunem ku předu bylo zavedení rotačních rentgenek do praxe a jejich další vývoj. Jako první zavedla rotační rentgenku do praxe firma Siemens, jednalo se o Straton rentgenku. Později se z ní vyvinula ještě výkonnější rentgenka – Vectron rentgenka. Nevýhodou všech výše zmíněných rentgenek mimo Vectron rentgenku je relativně omezená produkce rtg fotonů při nižších napětích, typicky 100 kV a méně. Grafické znázornění výkonu rentgenek pro 120 kV je na obr. 3, pro 80 kV na obr. 4.

Obr. 3: Výkon CT rentgenek při napětí 120 kV [1]

Obr. 4: Výkon CT rentgenek při napětí 80 kV [1]

Z obr. 3 je zřejmé, že rentgenky se od sebe sice liší výkonem, který se pohybuje v rozmezí 82 až 120 kW, ale rozmezí výkonů je relativně úzké. Jiná situace je zřejmá z obr. 4, který ilustruje, jak významně se liší výkon rentgenek liší při nižším napětí (80 kV).

Právě omezený výkon rentgenky při nižším napětí limituje použití těchto nižších napětí u CT vyšetření menších pacientů a dětí, u vyšetření srdce a současně také u dual energy vyšetření. V těchto případech se pak může stát, že CT vyšetření při nižším napětí není dostatečně rychlé a v obraze se tak objeví pohybové artefakty. S použitím nižších napětí lze primárně snížit dávku záření pacientů (při nižším napětí je v obraze přítomno více kontrastu, vyšší šum je proto akceptovatelnější, což umožňuje snížit dávku pacientů).

Souhrn parametrů detektorů nových CT skenerů, resp. CT skenerů uvedených na trh v letech 2014-2016 (není zde Aquilion ONE Genesis uvedený na trh v roce 2017), je uveden v tabulce 1.

Tab. 1: Souhrn parametrů nových CT skenerů [1]

Použitá literatura
[1] Kachelriess M. Basics of X-ray based tomographic imaging for IGRT 1: Diagnostic CT and flat detector CT. German Cancer Research Center, Heidelberg, Germany.

CT detektory (2)

Detekční soustava CT skenerů je nejčastěji založena na scintilačních detektorech. Scintilační detektor je detektor, jehož základní částí je scintilační materiál, který převádí energii rtg fotonů na fotony viditelného světla. U CT se využívají anorganické scintilační materiály.

Požadavky na scintilační materiál detektoru CT skeneru jsou jedny z nejnáročnějších napříč celou rtg diagnostikou. Scintilační materiál musí mít dostatečnou světelnou výtěžnost, dostatečnou schopnost zeslabit (pohltit) rtg fotony, dostatečně krátkou dobu rozpadu scintilace (desítky mikrosekund), malý dosvit, odolnost proti záření (aby se materiál ozářením nezničil), dobrou časovou a teplotní stabilitu, spektrálně musí odpovídat fotodetektoru a samozřejmě musí být možné kompaktní provedení.

Z hlediska těchto vlastností se jako vhodné scintilátory zdají být keramické krystaly. Nabídka keramických krystalů je omezená, mezi nejčastěji používané scintilátory patří: CdWO4, Gd2O2S:Pr,Ce (GOS), Y2O3:Eu, Gd2O3:Eu a tzv. GE Gemstone materiál. Scintilátory pro víceřadé CT skenery jsou provedeny jako 2D detektory, s typickou velikostí detekčního elementu cca 1 mm. Soustava scintilátorů je obklopena odrazivým materiálem, jehož funkcí je jednak mechanická podpora scintilátoru, ale mimo to i udržení scintilace v daném scintilátoru, aby nedocházelo k tzv. cross-talku (jev, kdy je scintilace zaznamenána i v jiném detekčním elementu, než ke kterému náleží). Scintilátory i se svojí vyhodnocovací technikou musí splňovat také náročné požadavky na stabilitu, prostorové rozlišení a použitelnost při nízkých dávkách.

Jako scintilátory jsou v poslední době často zkoumány materiály obsahující granát (garnet), které jsou k dispozici jako monokrystaly, ale také polykrystaly. Tyto materiály splňují požadavky na scintilátor vhodné pro CT detektory – světelný výtěžek, krátkou dobu rozpadu scintilace a taktéž spektrálně odpovídají fotodetektoru. Jedním z prvních materiálů obsahujících granát je již zmíněný GE Gemstone materiál. Dalším materiálem je pak scintilátor s nízkým Z – ZnSe:Te, který se využívá pro dual energy zobrazení, které je firmou Philips technologicky řešeno tzv. sandwichovým uspořádáním detektorů. ZnSe:Te (o tloušťce 1 mm) se v tomto uspořádání využívá pro absorbci nízkoenergetických rtg fotonů. Za ním následuje GOS materiál (o tloušťce 2 mm), který je určen pro absorpci rtg fotonů vyšších energií.

Jiným technologickým řešením jsou pak tzv. photon-counting detektory. Základní rozdíl mezi těmito detektory a těmi ostatními je v tom, že photon-counting detektor „počítá“ jednotlivá kvanta energie, tj. jednotlivé rtg fotony s danou energií, zatímco ostatní detektory sumují energii všech rtg fotonů detekovaných jedním detekčním elementem dohromady. Grafické znázornění detekce běžným scintilačním detektorem, dual energy detektorem (sandwichové uspořádání) a photon-counting detektorem je uvedeno na obr. 1. Více v [1].


Obr. 1: Různé typy detektorů (Philips)

U photon-counting detektorů se však již nepoužívají scintilační materiály, je zde detektor s přímou konverzí signálu, nedochází tedy ke konverzi energie rtg fotonů na fotony viditelného světla.

Použitá literatura
[1] Shefer E, Altman A, Behling R, Goshen R, Gregorian L, Roterman Y, Uman I, Wainer N, Yagil Y, Zarchin O. State of the art of CT detectors and sources: A literature review. Curr Radiol Rep. 2013; 1: 76-91.

CT detektory (1)

Mezi komponenty zobrazovacího řetězce CT skeneru, které mají bezesporu největší dopad na kvalitu obrazu, patří zdroj záření, detekční systém a rekonstrukční algoritmus. V tomto a příštím článku se zaměříme na první dvě komponenty, zdroj a detekční systém.

V posledních dvaceti letech se vývoj CT detektorů řídil třemi hlavními trendy: zvyšováním počtu řezů, které souvisí s pokrytím většího skenovaného objemu, zvyšováním rychlosti skenu, která souvisí s větším výkonem zdroje a s kratšími dobami potřebnými k vyhodnocení signálu, a redukcí dávek, které velmi těsně souvisí s použitím iterativní rekonstrukce.

Jako CT detektory se v současnosti používají scintilační detektory, které mají detekční účinnost téměř 100%, zatímco dříve používané plynové detektory (xenonem plněné ionizační komory) měly účinnost pouze okolo 70%.

Scintilační detektory se skládají ze tří hlavních částí, dalo by se říct i vrstev. První vrstvou je scintilační materiál, který převádí energii detekovaných rtg fotonů na fotony viditelného světla. Další vrstvu tvoří fotodiody, na které dopadají vzniklé fotony viditelného světla, jejichž energie je převedena na elektrický signál. Třetí vrstvu představuje substrát pro přenesení elektrického signálu k elektronice k zesílení a dalšímu zpracování.

Matice detektorů se skládá z malých detekčních elementů. Rozpětí matice detektorů v axiální rovině pacienta je cca 1 m. Ukázka takové matice detektorů s tloušťkou 8 cm v podélné ose pacienta je na obr. 1. Na obr. 2 je ukázka scintilačního materiálu pro 64-řadý detektor. Scintilační materiál jednotlivých detekčních elementů je od sebe oddělen odrazivými vrstvami (septy) pro minimalizaci prostorového cross-talku (cross-talk je jev, kdy je světlo z jedné interakce zaznamenáno i v sousedních scintilačních elementech, nikoliv pouze v tom jednom, kde došlo k interakci, udává se v procentech celkového signálu). Na obr. 3 je pak ukázka matice diod, které jsou připevněny ke scintilačnímu materiálu.

Obr. 1: Matice CT detektorů (Philips) [1]

Obr. 2: Scintilační materiál CT detektoru (Philips) [1] – scintilační materiál (nažloutlá barva) jednotlivých detekčních elementů je oddělen odrazivými vrstvami (bílá barva) pro minimalizaci cross-talku

Obr. 3: Matice diod, která je připevněna na výstupní stranu scintilačního materiálu (Philips) [1]

Vlastnosti detektoru jsou klíčové pro získání CT obrazu dostatečné kvality. Zejména jde o dynamický rozsah (signál v detekčních elementech se může lišit až o 4 řády, CT detektory mají rozsah cca 5 řádů), rychlost odezvy, prostorové rozlišení, geometrickou detekční účinnost, kvantovou detekční účinnost a cross-talk (prostorový i časový, většinou několik procent), ale také o stabilitu (dlouhodobou i krátkodobou, kdy CT detektory musí produkovat stejnou odezvu na stejné ozáření) a homogenitu.

Geometrická detekční účinnost (geometric detection efficiency, GDE) je poměr mezi množstvím rtg fotonů dopadajících na aktivní oblast detektoru a celkovým množstvím dopadajících rtg fotonů. Závisí zejména na tzv. fill-faktoru (poměr mezi aktivní plochou detektoru a celkovou plochou detektoru, neaktivní plocha je plocha, kterou zaujímá elektronika). Typicky se pohybuje okolo 70%.

Kvantová detekční účinnost (detective quantum efficiency, DQE) je poměr mezi druhou mocninou SNR (signal to noise ratio) na výstupu detektoru SNRout a druhé mocniny SNR na vstupu detektoru SNRin. Většina zdrojů uvádí DQE pouze ve spojitosti se skiagrafií (radiografií), kdy výsledný obraz přímo souvisí s kvalitou detektoru. DQE klesá s klesající dávkou, protože se významně uplatňuje elektronický šum. Pro ideální detektor platí, že DQE=1.

Celková detekční účinnost (detection efficiency) detektoru je pak dána součinem geometrické a kvantové detekční účinnosti:

DE = GDE*DQE.

DQE však může být charakterizováno také jinak, a to pomocí noise power spektra, modulační přenosové funkce a signálu z plochy detektoru, jak bylo ukázáno v jednom z předešlých článků.

Použitá literatura
[1] Shefer E, Altman A, Behling R, Goshen R, Gregorian L, Roterman Y, Uman I, Wainer N, Yagil Y, Zarchin O. State of the art of CT detectors and sources: A literature review. Curr Radiol Rep. 2013; 1: 76-91.
[2] International Atomic Energy Agency. Diagnostic Radiology Physics: A Handbook for Teachers and Students. International Atomic Energy Agency, 2014.

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