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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Obr. 3: Odezva nekorigovaných detekčních elementů na homogenní ozáření

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

Použitá literatura
Bourne R. Fundamentals of Digital Imaging in Medicine. Springer, 2010. ISBN 978-1-84882-087-6.
Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt Jr E, Boone JM. The essential physics of medical imaging. 3rd ed., Lippincott Williams & Wilkins, 2012. ISBN 978-0-7817-8057-5.
Súkupová L. Radiační ochrana při rentgenových výkonech – to nejdůležitější pro praxi. Praha: Grada Publishing, 2018. ISBN 978-80-271-0709-4.

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

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

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

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

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

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

Pro ilustraci a další popis použijme obr. 2.

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

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

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

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

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

Obr. 3: Sinusoidální průběh kontrastu při různých frekvencích

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Obr. 1: Emisní charakteristika rentgenky

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

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

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

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

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

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

Obr. 1: Gemstone detektorový systém s 3D kolimátorem

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

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

Obr. 2: Detekční modul spektrálního detektoru NanoPanel Prism

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

Obr. 3: Detektor PURE VISION

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

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

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

Obr. 5: Detekční modul Stellar Infinity

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

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

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

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

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

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

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

Obr. 3: Rentgenka Performix HD

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

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

Obr. 4: Rentgenka pro ultra high resolution

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

Obr. 4: Rentgenka iMRC CT

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

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

Obr. 6: Rentgenka Vectron (Siemens)

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

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

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

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

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

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.

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.

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.

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.