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

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

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

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

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

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

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

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

Konfigurace detektoru
Dalším z parametrů, který ovlivňuje výsledný obraz z CT vyšetření, je konfigurace detektoru. Multislice CT má několik řad detektorů ve směru osy Z (podélná osa CT skeneru). Počet řad detektorů, velikost a poskládání jednotlivých detekčních elementů se pro různé výrobce a modely CT skenerů liší. Signály z jednotlivých detekčních elementů jsou přenášeny prostřednictvím datových kanálů ke zpracování. Počet datových kanálů je většinou stejný jako je maximální možný počet nabíraných řezů. Výjimku tvoří CT skenery z tzv. plovoucím ohniskem, které umožňují náběr dvojnásobného počtu řezů díky tzv. dvojitému vzorkování (double-sampling). Data z každého datového kanálu mohou být použity nezávisle nebo mohou být data z několika kanálů sloučeny do jednoho kanálu. To samozřejmě umožňuje velkou spoustu různého nastavení detekčních elementů (datových kanálů), co se týká tloušťky a počtu nabíraných řezů. [1]

Ukázky různého uspořádání detektorů jsou uvedeny na obr. 1, 2 a 3.

Obr. 1: Různá uspořádání detektorů pro 4-řezové CT s adaptivní velikostí detekčních elementů [2]

Obr. 2: Různá uspořádání detektorů pro 4-řezové CT se stejnou velikostí detekčních elementů [2]

Obr. 3: Různá uspořádání detektorů pro 16-řezové CT s adaptivní velikostí detekčních elementů [2]

Z obr. 1, 2 a 3 je zřejmé, že různé tloušťky řezů znamenají i různou celkovou kolimaci. Nejmenší tloušťka rekonstruovaného řezu pak odpovídá velikosti detekčního elementu neboli velikosti datového kanálu. Většina výrobců přednastavuje různé tloušťky řezů v závislosti na zobrazované oblasti těla.

Konfigurace detektoru ovlivňuje celou řadů aspektů CT skenu. Jelikož tloušťka řezu (nastavení datových kanálů) ovlivňuje celkovou kolimaci, ovlivňuje tím i dobu skenu. Větší tloušťky řezu znamenají větší celkovou kolimaci, tedy pokrytí delší skenované oblasti na jednu rotaci rentgenky, a tedy i celkově kratší dobu trvání skenu. V případech, kdy je délka skenu kritická, je zvětšení datového kanálu, a potenciálně rekonstruované tloušťky řezu další z možností, jak zkrátit celkovou dobu skenu. Nevýhodou však je, že větší celková kolimace znamená i více rozptýlených fotonů, což redukuje rozlišení při nízkém kontrastu, tedy zhoršuje se detekovatelnost nízkokontrastních objektů. [1]

Obecně se preferuje použití co nejmenší tloušťky řezů, což pak umožňuje zrekonstruovat různé tloušťky řezů. Mám-li nabrána data s datovými kanály o velikosti 2,5 mm, nemohu zrekonstruovat řez o tloušťce menší než 2,5 mm. Datové kanály o malé tloušťce pak znamenají i méně rozptýlených fotonů, ale současně toto nastavení není efektivní z hlediska velikosti dávky pacientovi. Čím menší je tloušťka řezu, tím více fotonů je potřeba, a tím vyšší dávka pacientovi. Nastavení tedy musí být vždy kompromisem mezi prostorovým rozlišením obrazu a velikostí dávky. [1]

Použitá literatura:
[1] Wolbarst AB, Capasso P, Godfrey DJ, Price RR, Whiting BR, Hendee WR. Advances in Medical Physics 2012. Volume 4. Medical Physics Publishing, 2012
[2] Technical principles of MSCT.

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

Tloušťka rekonstruovaného řezu
U víceřadých spirálních CT skenerů jsou data nabírána jako volumetrická, tj. nejedná se o jednotlivé řezy, ale o náběr „bloku“ (špalku) dat. Z těchto dat se poté rekonstruují různé roviny, nejčastěji axiální, ale lze zrekonstruovat i koronální nebo sagitální roviny. Nicméně platí, že rekonstruovaný řez nelze zrekonstruovat o šířce menší, než je šířka detekčního elementu. To znamená, že když je velikost detekčního elementu 0,5 mm, nelze zrekonstruovat řezy o tloušťce menší než 0,5 mm, ale pouze o tloušťce 0,5 mm nebo tlustší. Je-li při náběru dat použita technika svázání detekčních elementů, tj. dva detekční elementy jsou považovány za jeden, pak je nejmenší možná tloušťka řezu, který lze zrekonstruovat, 1,0 mm (2*0,5 mm). [1]

Nyní si řekneme něco o vlivu tloušťky řezu na výsledný obraz. Menší tloušťka rekonstruovaného řezu vede k tomu, že pro daný řez je detekováno méně rtg fotonů. Šum, jak již víme, je nepřímo úměrný druhé odmocnině počtu fotonů, tj. máme-li méně fotonů, máme více šumu. Typicky se tedy v tenších rekonstruovaných řezech objevuje více šumu (není-li použita žádná další korekce na expoziční parametry, která by tento šum redukovala). V případech, kdy jsou automaticky nastavovány expoziční parametry tak, aby byl získán obraz dostatečné kvality, může malá tloušťka řezu vést k výraznému zvýšení dávky pacientovi. Proto by tloušťka rekonstruovaného řezu měla být volena i s ohledem na dávku. [1]

Výhodou tenších rekonstruovaných řezů je to, že je zde menší vliv partial volume effectu (efektu částečného objemu). Tento efekt se uplatňuje v případech, kdy je objekt zájmu menší než tloušťka rekonstruovaného řezu, takže je objekt zprůměrován přes celou tloušťku řezu i s okolní tkání a nemusí být ve výsledném obraze viditelný. Tak může dojít k přehlédnutí např. menších nodulů a lézí, nebo k rozmazání hranic orgánů. [1]

Nevýhodou tenkých řezů je vyšší šum, což zpravidla vede ke zvýšení dávky, protože se CT skener vždy snaží dosáhnout určité kvality obrazu. Proto by např. u obézních pacientů neměla být tloušťka rekonstruovaných řezů příliš malá, neboť to u nich vede k výraznému zvýšení dávky. Rekonstrukce obrazu se vždy provádí retrospektivně za předpokladu, že původní nabraná data jsou k dispozici. Proto je možné na základě požadavku popisujícího radiologa zrekonstruovat i řezy o větší tloušťce. Ukázka rekonstruovaných řezů různých tlouštěk je uvedena na obr. 1, 2 a 3.

Obr. 1: Rekonstruované řezy o tloušťce 5 mm, 3 mm a 1 mm [2]

Obr. 2: Rekonstruované řezy o tloušťce 5 mm, 3 mm a 1 mm [2]

Obr. 3: Rekonstruované řezy o tloušťce 5 mm, 3 mm a 1 mm [2]

Použitá literatura:
[1] Wolbarst AB, Capasso P, Godfrey DJ, Price RR, Whiting BR, Hendee WR. Advances in Medical Physics 2012. Volume 4. Medical Physics Publishing, 2012
[2] McNitt-Gray M. Teaching cases 1: Collimation vs. slice width, dose and scan time. Technology Assessment Institute: Summit on CT Dose. 2010

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

Pitch faktor a ukázka interakce pitch faktoru a dalších parametrů
Při spirálním skenování, tj. při skenování, kdy rentgenka rotuje a současně se pohybuje stůl s pacientem, jsou data nabírána spirálně. Velikost překrytí spirálně nabíraných dat nebo vzdálenost mezi sousedními daty („rozevření spirály“) se udává jako pitch faktor, viz obr. 1.

Obr. 1: Ukázka náběru dat pro dva různé pitch faktory

Matematicky je pitch faktor definovaný jako podíl posunu stolu na jednu rotaci rentgenky a celkové kolimace svazku, zapsáno následovně:

kde N je počet paralelně nabíraných řezů a T je tloušťka nabíraných řezů.

Větší pitch faktor znamená rychlejší posun stolu a tedy kratší celkovou dobu skenování. Ale v důsledku rychlejšího pohybu stolu interaguje v každém řezu menší množství rtg fotonů, zvyšuje se tedy šum a klesá rozlišení při nízkém kontrastu. Při vyšším pitch faktoru interaguje celkově méně fotonů, proto i výsledná dávka pacientovi je menší. Naopak s menším pitch faktorem je spojena vyšší dávka pacientovi. Tento předpoklad však platí pouze tehdy, není-li změněn žádný jiný expoziční parametr. Ale toho nelze lehce dosáhnout u většiny dnešních CT skenerů, protože využívají automatickou modulaci proudu. Náběr dat je optimalizovaný tak, aby kvalita obrazu byla podobná, tj. i množství interagujících fotonů je podobné, tj. zvýší-li se pitch faktor, zvýší se i proud a naopak, viz „Některé mylné představy spojené s volbou pitch faktoru„). To znamená, že v dnešní době zvětšení pitch faktoru nevede automaticky ke snížení dávky pacientovi.

Uveďme si názorný příklad, ale nejprve dodefinujeme veličinu efektivní mAs:

Efektivní mAs je veličina, která je velmi užitečná, protože zahrnuje i pitch faktor, proto reprezentuje množství fotonů dodaných do určitého objemu. Je-li hodnota efektivní mAs pro dvě nastavení expozičních parametrů stejná, znamená to, že do daného objemu bylo dodáno stejné množství fotonů bez ohledu na konkrétní hodnotu doby rotace rentgenky, mA nebo pitch faktoru.

Předpokládejme, že máme následující expoziční parametry, které odpovídají dostatečné kvalitě CT obrazu: napětí = 120 kV, efektivní mAs = 280 mAs, doba rotace rentgenky = 0,5 s/rotace, pitch faktor 0,8, celková kolimace = 32*0,6 mm = 19,2 mm, délka skenované oblasti = 62 cm.

Nejprve si stanovíme posun stolu na 1 rotaci:

Posun stolu je tedy  roven 15,4 mm na 1 rotaci (= 0,8*19,2 mm). Z doby rotace rentgenky 0,5 s vyplývá, že za 1 s urazí stůl 2*15,4 mm = 30,8 mm. Rychlost posunu stolu je tedy 30,8 mm/s. Celková doba CT skenu pak bude 62 cm/30,8 mm = 620 mm/30,8 mm = 20 s.

Délka zadrženého dechu 20 s je delší než vhodné, uveďme si tedy přepočet parametrů tak, aby celková doba skenu byla 15 s při stejné kvalitě obrazu. K tomu nám pomůže ještě tabulka na obr. 2, která udává maximální hodnotu efektivních mAs pro daný pitch faktor a dobu rotace rentgenky.

Obr. 2: Maximální efektivní mAs pro 120 kV a danou dobu rotace rentgenky

Velmi jednoduchým řešením by bylo zvýšit proud, avšak to může někdy narazit na limitace CT skeneru z hlediska maximálního možného proudu rentgenky. Zvyšmě tedy nejprve hodnotu pitch faktoru, čímž lze urychlit vyšetření. Potřebujeme zkrátit celkovou dobu CT skenu z 20 s pod 15 s, tj. cca o čtvrtinu. Zvyšme tedy pitch faktor o čtvrtinu, tedy pitch faktor = 0,8*1,25 = 1. Pro jistotu ho zvyšme na 1,1. Posun stolu na 1 rotaci je roven 1,1*19,2 mm = 21,1 mm/rotace. Rychlost pohybu stolu je 2*21,1 mm = 42,2 mm/s. Tím se celková doba skenu změní na 620 mm/42,2 mm = 14,7 s. Pro dobu rotace 0,5 s a pitch faktor 1,1 to znamená, že maximální efektivní mAs z tabulky na obr. 2 může být 264 mAs. Avšak pro stejnou kvalitu obrazu, jaká byla původně, potřebujeme, aby efektivní mAs bylo rovno 280 mAs. Při tomto druhém nastavení by tedy došlo ke zhoršení kvality obrazu, v obraze by byl vyšší šum a zhoršilo by se rozlišení při nízkém kontrastu. To ale nechceme, proto musím zvolit jiné nastavení.

Bude-li pitch faktor 1,0, je maximální hodnota efektivních mAs 290 mAs. Pitch faktoru 1,0 odpovídá posunu stolu 19,2 mm/rotace, což odpovídá posunu stolu 2*19,2 mm za 1 s = 38,4 mm za 1 s. Celková doba skenu je pak rovna 620 mm/38,4 mm = 16,1 s. To je lehce vyšší než našich původně žádaných 15 s, proto je dalším krokem zvýšení rychlosti rotace rentgenky, neboli zkrácení doby rotace rentgenky. Nechť je tedy doba rotace rentgenky 0,33 s. Pro pitch faktor 1,0 je však maximální hodnota efektivních mAs pouze 191 mAs, což je velmi málo. Tímto směrem tedy cesta nevede. Zde vidíme, že původní kvalitu obrazu již získat nelze, avšak pro pitch faktor 1,0 lze získat obraz vyšší kvality, hodnota efektivních mAs je 290 mAs a doba skenu přibližně 16 s. To je tedy výsledné nastavení a na radiologických asistentech pak je, aby případně provedli přenastavení pro konkrétního pacienta.

Použitá literatura:
Wolbarst AB, Capasso P, Godfrey DJ, Price RR, Whiting BR, Hendee WR. Advances in Medical Physics 2012. Volume 4. Medical Physics Publishing, 2012

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

V tomto a několika následujících článcích si řekneme něco víc o parametrech CT skenování a jaký je vliv daného parametru na kvalitu CT obrazu. Půjde zejména o následující parametry:
1) Doba rotace rentgenky, proud rentgenky
2) Pitch faktor a ukázka interakce pitch faktoru a dalších parametrů
3) Tloušťka rekonstruovaného řezu
4) Konfigurace detektoru
5) Napětí rentgenky
6) Rekonstrukční kernel/algoritmus

Doba rotace rentgenky
Doba rotace rentgenky je doba, kterou potřebuje rentgenka v gantry k tomu, aby provedla rotaci o 360°. Typicky se doba rotace rentgenky pohybuje mezi 0,25 s a 1 s. Pomalejší rotace rentgenky umožňuje použití vyššího množství rentgenových (rtg) fotonů v daném objemu pacienta, čímž se snižuje šum v obraze a zlepšuje se rozlišení při nízkém kontrastu. Nicméně celková doba trvání CT skenu je úměrná době rotace rentgenky, proto pomalejší rotace prodlužuje celkovou dobu trvání CT skenu. To hraje významnou roli u CT skenů, u kterých je nutné provést kompletní náběr dat v průběhu jednoho zadrženého dechu.

Současně také platí, že radiační zátěž pacienta je úměrná době rotace rentgenky. Optimální doba rotace rentgenky je ta nejkratší možná, která však ještě umožňuje získání CT obrazu dostatečné kvality pro diagnostiku.

Doba rotace rentgenky je důležitá při CT výkonech, při kterých je pacientům intravenózně (do žíly) aplikována kontrastní látka. V těchto případech musí být spuštění skenování přizpůsobeno době rotace rentgenky a taktéž okamžiku od aplikace kontrastní látky.

Kratší doba rotace rentgenky klade vyšší nároky na výkon CT skeneru, protože s kratším časem rotace rentgenky je požadována vyšší produkce rtg fotonů. Je to z toho důvodu, aby bylo přibližně zachováno celkové množství interagujících fotonů (více fotonů po kratší dobu nebo méně fotonů po delší dobu). Je-li doba rotace rentgenky velmi krátká, bývá právě výkon CT skeneru, co se týká produkce rtg fotonů, tím limitujícím faktorem, který znemožňuje použití nejkratší doby rotace rentgenky.

Proud rentgenky
Proud rentgenky (mA) je proud, který teče mezi katodou a anodou rentgenky. Fluence produkovaných rtg fotonů je úměrná proudu rentgenky.

Vzhledem k tomu, že je velikost šumu nepřímo úměrná druhé odmocnině počtu fotonů, vede zvýšení hodnoty proudu k poklesu hodnoty šumu, a tedy i ke zlepšení rozlišení při nízkém kontrastu. Nicméně radiační zátěž pacienta je přímo úměrná hodnotě proudu, proto zdvojnásobení proudu vede i k dvojnásobné dávce pacientovi, ačkoliv je šum v takovém případě pouze o 30% menší.

Maximální možný proud je dán kapacitou generátoru a taktéž zvolenou hodnotou napětí (kV). Hodnota proudu v blízkosti maximální možné hodnoty může být problematická, zvláště v případech, kdy je použita automatická modulace proudu.

V dalším článku si řekneme něco víc o vlivu pitch faktoru.

Použitá literatura:
Wolbarst AB, Capasso P, Godfrey DJ, Price RR, Whiting BR, Hendee WR. Advances in Medical Physics 2012. Volume 4. Medical Physics Publishing, 2012

Základním předpokladem každého obrazu z výpočetní tomografie (CT) je, že obraz splňuje minimální kritéria kladená na kvalitu obrazu, tj. obraz obsahuje dostatek věrohodných informací pro diagnostiku. Ale není nutné, aby obraz převyšoval tato kritéria. Před provedením CT skenu je potřeba, aby nastavení zvoleného CT protokolu odpovídalo požadované informaci. Je tedy nutné zohlednit skenovací čas, rozlišení při nízkém a vysokém kontrastu a radiační zátěž.

Skenovací čas: Skenovací čas je celkový čas náběru dat při provádění CT skenu. Typicky by měl být CT sken proveden v rámci jednoho zadržení dechu (doba cca 15 s a méně). Pohyb pacienta v průběhu skenu vytváří v obraze artefakty, které někdy kompromitují kvalitu obrazu. Pohybové artefakty jsou problémem u traumatických pacientů a u dětských pacientů. Z důvodu minimalizace pohybových artefaktů se doporučuje, aby skenovací čas byl co nejkratší.

Rozlišení při nízkém kontrastu: Rozlišení při nízkém kontrastu je zásadní, je-li potřeba zobrazit hranice orgánů a jednotlivých struktur. Významný vliv na rozlišení při nízkém kontrastu má šum. Právě detekovatelnost některých struktur, např. cyst a lézí, je významně ovlivněna přítomností šumu. Velký šum v obraze může vést k tomu, že některé struktury nebude v obraze vůbec viditelné, takže nebudou radiology ani zjištěny. Střední tloušťky řezů jsou akceptovatelné v případech, kdy je rozlišení při nízkém kontrastu zásadní.

Rozlišení při vysokém kontrastu: Při některých CT vyšetřeních je zásadnější rozlišení při vysokém kontrastu, např. při zobrazení kostí. Je možné tolerovat více šumu v obraze, ale je potřeba mít zobrazeny velmi jemné detaily, proto se využívají zejména řezy o malých tloušťkách.

Radiační zátěž: Obecně platí, že dávka ionizujícího záření použitá při daném CT skenu by měla být tak nízká, jak je možné. Avšak na druhé straně je potřeba vědět, že dávka nemůže být příliš nízká, protože to vede k velké ztrátě kvality obrazu a může se stát, že obraz pak není diagnosticky použitelný pro daný účel. Proto by dávka měla být tak velká, jak je rozumné pro obraz dostatečné kvality, dávka by neměla být větší, ale ani menší. A samozřejmě jde vždy o to, aby byla dávka přizpůsobena anatomickým proporcím každého pacienta.

V dalších článcích si řekneme něco víc o parametrech CT skenování.

Použitá literatura:
Wolbarst AB, Capasso P, Godfrey DJ, Price RR, Whiting BR, Hendee WR. Advances in Medical Physics 2012. Volume 4. Medical Physics Publishing, 2012

Obsahem tohoto článku je popis dalších dvou veličin, kterými lze popsat kvalitu obrazu pro daný digitální detektor. Již probranými veličinami pro popis kvality obrazu jsou modulační přenosová funkce MTF a noise power spectrum NPS.

Noise equivalent quanta NEQ (česky snad možné přeložit jako počet ekvivalentních kvant šumu) udává minimální počet kvant potřebný pro získání dané hodnoty SNR. NEQ tedy udává, kolika kvant rentgenových (rtg) fotonů je daný obraz hoden. Jinak lze říct, že NEQ popisuje, jak dobře by byly nízko-kontrastní struktury detekovány v obraze s limitní homogenní hodnotou šumu ideálním pozorovatelem, což může být převedeno na detekci obecným pozorovatelem za specifických podmínek. NEQ lze stanovit ze vztahu (1):

kde LAS je signál z velké plochy, MTF(u) je modulační přenosová funkce pro určitou frekvenci a NPS(u) je noise power spectrum pro danou frekvenci u.

Další z parametrů, který s NEQ velmi úzce souvisí, je detective quantum efficiency DQE, jejíž název je možné přeložit jako detekční kvantová účinnost. DQE udává, jak efektivně může daný zobrazovací systém produkovat obraz s určitou hodnotou SNR vzhledem k ideálnímu detektoru.

Známe-li počet rtg fotonů q, které  přispěly k tvorbě obrazu (počet fotonů, které dopadli na detektor), známe „cenu“ obrazu z hlediska počtu kvant rtg fotonů. Zjednodušeně pak lze říci, že je DQE je rovno poměru počtu rtg kvant fotonů, kolika je obraz hoden, a počtu NEQ kvant rtg fotonů, které přispěly k tvrobě obrazu. DQE je možné za předpokladu, že se šum v obraze řídí Poissonovým rozdělením, stanovit ze vztahu (2):

DQE však lze také stanovit ze vzorce (3):

kde SNRout je poměr signál/šum na výstupu detektoru a SNRin na vstupu detektoru. Tento vztah vyjadřuje schopnost detektoru přenést obraz s určitým šumem ze vstupu na výstup.

DQE má několik výhod, ale i nevýhod:

Výhody DQE:

• DQE popisuje efektivitu samotného detektoru, i když pro samotný popis efektivity detektoru se jako vhodnější zdá NEQ
• DQE obsahuje informaci o šumu a ostrosti a taktéž říká, co může být viditelné v obraze

Nevýhody DQE:

• DQE samotná zahrnuje presampled MTF, tj. MTF bez aliasingu, ale NPS aliasing zahrnuje, DQE je pak tedy mix
• DQE nepopisuje celý zobrazovací systém jako celek, ale pouze efektivitu detektoru
• DQE neobsahuje žádné informace o kontrastu v obraze

Použitá literatura:
[1] https://en.wikipedia.org/wiki/Detective_quantum_efficiency
[2] 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

Noise power spectrum (do češtiny možné přeložit jako spektrum šumu), někdy označované jako Wiener spectrum, je metrika kvality obrazu používaná pro charakteristiku a popis vzhledu šumu různých frekvencí v obraze. Šum je často definován pouze prostřednictvím variance nebo standardní odchylky, detailnější popis šumu poskytuje právě NPS.

NPS je definované jako variance signálu z několikanásobného měření pro danou frekvenci. Dle International Electrotechnical Commission je NPS založeno na průměru druhých mocnin velikostí 2D Fourierovy transformace přes malé oblasti zájmu (ROI) jinak homogenního obrazu, znormalizováno na počet a velikost ROI.

Nyní následuje zjednodušený popis, jak stanovit NPS:

• Provedu expozici celé plochy detektoru (přibližně na hodnotu dávky, která je běžně používána)
• Expozici několikrát zopakuji, vždy exportuji získaný obraz
• Stanovím průměrnou hodnotu signálu S celého obrazu
• Homogenně exponovanou plochu detektoru rozdělím na malé oblasti ROI
• Od hodnoty signálu v každém pixelu odečtu průměrnou hodnotu signálu S
• Provedu 2D Fourierovu transformaci každé ROI
• Získám sumu všech 2D Fourierových transformací, kterou znormalizuji vzhledem k počtu a velikosti malých ROI
• Výsledné spektrum je pak NPS

Ačkoliv je NPS běžně 2-dimenzionální, je ukázka NPS často uváděna v 1D orientaci (podél osy X nebo Y). Taková ukázka je uvedena na obr. 1. Jednotkou NPS je mm2.

Obr. 1: NPS v ose X a Y [2]

NPS je po MTF další parametr, kterým lze charakterizovat receptor obrazu v radiodiagnostice, co se týká kvality obrazu. Ze správné interpretace NPS lze získat podstatně více informací o detektoru než ze znalosti samotné MTF. Obecně platí, že čím nižší NPS, tím menší šum se vyskytuje v obraze.

NPS je ovlivněno podstatně více parametry než MTF, NPS je velmi citlivé na kvalitu rentgenového svazku a dávku. NPS se liší úměrně dávce (ačkoliv se říká, že s rostoucí hodnotou dávky klesá šum, není to pravda, skutečnost je taková, že s rostoucí dávkou roste šum, ale šum vzhledem k signálu s rostoucí dávkou klesá).

V případě NPS se jedná o absolutní měření šumu, které je velmi závislé na dávce. Pro obecné porovnání je potřeba NPS normalizovat, proto se zavádí tzv. normalizované NPS (NNPS). NNPS lze stanovit jako podíl NPS a druhé mocniny hodnoty pixelu pro danou ROI. V případě NNPS se jedná o relativní měření šumu.

Použitá literatura:
[1] Lanca L, Silva A. Digital imaging systems for plain radiography. Springer Science+Business Media, New York, 2013
[2] 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
[3] Samie E. Performance of digital radiographic detectors: Quantification and assessment methods. Advances in digital radiography: RSNA cathegorical course in diagnostic radiology physics 2003, p. 37-47

Odezva systému ve frekvenční doméně může být popsána několika parametry, mezi které patří i MTF. Základní informace o MTF byly obsahem jednoho z předešlých článků, nyní si řekneme o MTF něco víc.

Koncept MTF byl původně navržen pro analogové systémy, např. systém film-fólie, kdy bylo použití MTF velmi jednoduché. V dnešní době je však většina receptorů obrazu digitální a použití MTF pro popis digitálního zobrazovacího systému již tak jednoduché není. Spíše se dá říct, že interpretace MTF je relativně obtížná z důvodu možného podvzorkování. Více o podvzorkování a aliasingu zde.

Jen pro připomenutí uvádím, že podvzorkování u digitálních zobrazovacích systémů vzniká v případech, kdy není signál vzorkován „jemně“ natolik, aby byly získány informace o všech prostorových frekvencích bez aliasingu.

V reálu platí, že téměř všechny digitální zobrazovací systémy do určité míry podvzorkovávají detekovaný signál, protože při výrobě digitálního zobrazovacího systému musí být brán ohled na to, aby byla digitalizace signálu dostatečně rychlá a aby objem dat nebyl příliš velký. Příliš velká data způsobují problémy při práci s obrazem a při archivaci obrazu, např. při posílání do PACSu. Jen pro představu, rentgenovému snímku hrudníku vzorkovanému s krokem 100 mikrometrů a méně odpovídá bez komprese velikost 40 Mbytů a více. Ideálně by výrobci digitálních detektorů uvítali možnost upravit MTF tak, aby bylo možné „odříznout“ všechny frekvence v obraze, které mají vyšší frekvenci než nějaká mezní hodnota. Tím by se v obraze vyskytovaly pouze „skutečné“ informace, tj. ty, které jsou bez zkreslení (aliasingu). Nicméně tak jednoduché to není, absolutní absence aliasingu není bez dostatečně jemného vzorkování možná. V budoucnu, až to budou umožňovat technologie za relativně rozumnou cenu, bude nejspíš možné minimalizovat aliasing ještě více.

MTF je definována jako podíl kontrastu výsledného signálu ku kontrastu vstupního signálu, jak jsme si řekli v jednom z předešlých článků. Přesněji řečeno MTF je podíl Fourierovy transformace výstupního signálu a Fourierovy transformace vstupního signálu. MTF však lze popsat i jako Fourierovu transformaci odezvy digitálního systému na delta funkci (delta funkce je funkce, která je všude jinde mimo 0 rovna 0 a v bodě 0 je rovna 1). Delta funkce tedy představuje bodový impuls a MTF je pak definována jako Fourierova transformace odezvy digitálního systému na bodový impuls. Odezva digitálního systému na bodový impuls se označuje jako point spread function.

Při definici MTF je požadováno, aby MTF měřená kdekoliv v obraze byla stále stejná, nebo-li je vyžadována prostorová invariantnost MTF. To však pro digitální systémy neplatí, odezva detektoru na delta funkci není na všech místech detektoru stejná, liší se. Zde tedy vidíme, že vzorkování pomocí digitálního detektoru vnáší do výsledného obrazu určitou chybu. Proto nemůže být pro popis digitálních zobrazovacích systémů použita MTF tak univerzálně jako pro analogové systémy, ale zavádí tzv. presampled MTF a expectation MTF.

Presampled MTF popisuje odezvu systému až po krok vzorkování, ale samotné vzorkování zahrnuto není. Presampled MTF tedy zahrnuje všechny vlivy až po vzorkování, např. rozmazání způsobené detekcí rtg fotonů v substrátu detektoru a tzv. „aperture function“. U flat-panel detektorů je aperture function jednoduše tvar a velikost aktivních plochy detekčního elementu. Presampled MTF ale nezahrnuje geometrickou neostrost vznikající v důsledku nenulové velikosti ohniska, protože tato neostrost závisí spíše na geometrii, než že by se jednalo o vnitřní vlastnost detektoru. Presampled MTF nezahrnuje ani vzorkování, proto nezahrnuje aliasing, který vzniká právě v důsledku podvzorkování. Zjednodušeně lze říct, že presampled MTF popisuje odezvu systému na jednoduchou sinusoidální funkci.

U presampled MTF je porušena prostorová invariantnost, která byla jedním ze základním požadavků MTF. Proto se zavádí expectation MTF, která je již prostorově invariantní.

Expectation MTF představuje zprůměrovanou MTF všech možných odezev detektoru, na delta funkci (přes všechny frekvence). Tato MTF již zahrnuje vzorkování, proto zahrnuje i aliasing. Expectation MTF je tedy vhodnější jako popis MTF digitálního systému, protože je prostorově invariantní.

Ani presampled MTF ani expectation MTF nemohou plně popsat odezvu systému z hlediska všech prostorových frekvencí. Častěji používanou je presampled MTF.

Použitá literatura:
[1] Beutel J, Kundel HL, Van Metter RL. Handbook of medical imaging. Volume 1. Physics and psychophysics. SPIE Press, Bellingham, Washington, USA, 2000
[2] 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

Vzorkování signálu popisuje proces diskretizace signálu, kdy je určitý kontinuální signál převeden do digitální podoby.

Mějmě signál s průběhem, jako je zobrazeno na obr. 1, který má být vzorkován.

Obr. 1: Průběh vzorkovaného signálu [1]

Vzorkování signálu se pak provede tak, že se horizontální osa rozdělí na malé, stejně dlouhé úseky a v každém tomto malém úseku se zaznamená intenzita signálu, viz obr. 2, kde jsou zaznemenané hodnoty signálu znázorněny červenými tečkami.

Obr. 2: Vzorkování signálu [1]

Čím menší bude délka každého úseku, tím jemněji bude vzorkován signál, tím více detailů bude v obraze zaznamenáno. Stejný princip platí pro digitální detekci signálu, kdy je vzdálenost mezi vzorkovacími body dána vzdáleností mezi dvěma středy detekčních elementů. Na obr. 3 je tato vzdálenost označena jako „sampling pitch“.

Obr. 3: Vzorkování signálu při detekci digitálním detektorem [3]

Nyní mějme signál se sinusoidálním průběhem, jak je uvedeno na obr. 4 zelenou barvou. Na tomto obrázku jsou vzorkovací vzdálenosti znázorněny červenou barvou. Původní křivka je pak navzorkována pomocí černých bodů.

Obr. 4: Podvzorkování signálu [3]

Podíváme-li se na křivku, která vznikne vzorkováním původního signálu, vidíme, že průběh křivky je odlišný od původní. To je způsobeno právě podvzorkováním. Při podvzorkování dochází ke ztrátě vyšších frekvencí z obrazu, tj. navzorkovaný obraz neobsahuje tolik detailů, jako původní obraz.

Nyní víme, že podvzorkování se vyskytuje v případech, kdy obraz není dostatečně jemně „samplován“ neboli vzorkován k tomu, aby byly získány všechny frekvence v obraze bez zkreslení.

Vrátíme-li zpět k obr. 3, můžeme odvodit, že zobrazený signál má nejvyšší možnou frekvenci, která může být získána bez zkreslení – podvzorkování. Bude-li frekvence vyšší, tj. sinusoidální křivka bude „hustější“, dojde ke zkreslení, jak je uvedeno na obr. 4. Nejvyšší možná frekvence, kterou je možné z obrazu získat, je pak dána vzdáleností středů dvou sousedních pixelů. Bude-li tato vzdálenost menší, je možné provést jemnější vzorkování a získat více detailů (lepší detaily).

Označme vzdálenost středů dvou sousedních pixelů jako d. Pak nejvyšší možná frekvence v obraze, která bude navzorkována bez zkreslení, je dána vztahem F = 1/(2d). Tato frekvence se označuje jako Nyquistova frekvence.

Aliasing je zkreslení signálu způsobené podvzorkováním při diskretizaci signálu. Aby nedocházelo k alisaingu neboli zkreslení, musí být vzorkovací frekvence větší než dvojnásobek nejvyšší frekvence vyskytující se v obraze (Nyquistovo kritérium). Např. budeme-li mít detektor se vzdáleností mezi středy detekčních elementů d rovnou 200 mikrometrům, pak podle vztahu pro Nyquistovu frekvenci F = 1/(2d) platí, že nejmenší možná frekvence vzorkování je 2,5 mm-1. Každý detail v obraze, který odpovídá vyšší frekvenci, se objeví v obraze s nižší frekvencí. Jednoduše řečeno, takový detail se překlopí do nižších frekvencí.

Jako příklad mějmě detail s frekvencí 3,0 mm-1, přičemž Nyquistova frekvence nechť je 2,5 mm-1. Tento detail se „překlopí“ do frekvence 2,0 mm-1 (rozdíl 3,0 mm-1 – 2,5 mm-1 = 0,5 mm-1, Nyquistova frekvence je 2,5 mm-1, proto se detail objeví s frekvencí 2,5 mm-1 – 0,5 mm-1 = 2,0 mm-1). Bude se jednat o falešný signál v obraze. Tento detail na sebe „bere“ nižší frekvenci, přestrojuje se do nižší frekvence, neboli bere na sebe falešnou podobu = alias. Proto se tento jev nazývá aliasing.

Použitá literatura:
[1] https://cs.wikipedia.org/wiki/Vzorkován%C3%AD
[2] https://cs.wikipedia.org/wiki/Aliasing
[3] Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt EM, Boone JM. The essential physics of medical imaging. 3rd edition. Lippincott Williams & Wilkins, 2011, Philadelphia

Modulační přenosová funkce (MTF, modulation transfer function) udává, jak důvěryhodně zobrazí zobrazovací systém původní obraz. Přesněji řečeno MTF popisuje, jak dobře budou přeneseny jednotlivé prostorové frekvence z původního obrazu do výsledného obrazu.

Mějme sinusoidální signál s frekvencí f, která je menší než Nyquistova frekvence zobrazovacího systému. Zobrazovací systém pak detekuje a zobrazí signál se stejnou frekvencí, ale s odlišným kontrastem. Grafické znázornění je na obr. 1.

Obr. 1: Vstupní a výstupní signál [1]

V prvním řádku je znázorněn signál s frekvencí 1 cyklus/mm. Tento signál se nepřenese se stejným kontrastem jako je vstupní signál, „výška“ sinusoidy výsledného signálu je menší než u sinusoidy vstupního signálu, přenese se pouze 87 % původního kontrastu.

Ve druhém řádku je frekvence vstupního signálu 2 cykly/mm. Tento vstupní signál se přenese spodstatně menším kontrastem, přibližně pouze 56 %.

Ve třetím řádku je frekvence vstupního signálu 4 cykly/mm. Tento signál se přenese pouze s 13%-ním kontrastem.

Z těchto pozorování lze odvodit, že s rostoucí frekvencí vstupního signálu, což v reálu odpovídá menším objektům – detailům v obraze, dochází k redukci kontrastu signálu ve výsledném obraze. Proto jsou menší objekty v obraze hůře viditelné.

Modulační přenosová funkce MTF je definována jako podíl kontrastu výsledného signálu ku kontrastu vstupního signálu. Z obr. 1 vidíme, že s rostoucí prostorovou frekvencí kontrast výsledného obrazu klesá, proto klesá i MTF. Grafická ukázka průběhu MTF je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: Průběh MTF [1]

V ideálním případě by MTF byla rovna 1 pro všechny frekvence, avšak v reálu tomu tak není. Hodnota MTF klesá s rostoucí frekvencí. Jako limitní prostorové rozlišení se udává frekvence, kdy MTF nabývá hodnoty 0,1. Limitní prostorové rozlišení pro systém na obr. 3 je 1,6 cyklů/mm.

Obr. 3: Limitní prostorové rozlišení [1]

MTF slouží pro popis kvality zobrazení jednotlivých zobrazovacích systémů, lze ji tedy použít i pro porovnání dvou zobrazovacích systémů.

Je-li zobrazovací řetězec složen z několika komponent, pak každá komponenta má svoji MTF. Výsledná MTF celého systému je rovna součin všech dílčích MTF. Výsledná MTF je tedy vždy horší, než je MTF komponenty s nejhorší MTF. Ukázka je na obr. 4.

Obr. 4: MTF dvou komponent zobrazovacího řetězce (focal spot, receptor) a výsledná MTF (composite) [2]

Použitá literatura:
[1] Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt EM, Boone JM. The essential physics of medical imaging. 3rd edition. Lippincott Williams & Wilkins, 2011, Philadelphia
[2] http://www.sprawls.org/ppmi2/BLUR/

Mimo použití automatické modulace proudu je dalším způsobem, jak snížit dávku pacientům, použití automatické volby napětí. Standardně jsou CT vyšetření prováděna při napětí 120 kV. Použitím nižší hodnoty napětí, např. místo 120 kV pouze 100 kV nebo 80 kV (jednotlivé efektivní energie rtg svazků jsou cca 57 keV, 52 keV a 44 keV), se zlepšuje kontrast v obraze. Důvodem je vyšší zastoupení fotoefektu a menší zastoupení Comptonova rozptylu. Díky lepšímu kontrastu je pak možné snížit proud, což vede ke snížení dávky pacientům. Proud je možné snížit z toho důvodu, že s lepším kontrastem v obraze je oko schopné tolerovat více šumu. U velkých pacientů je však míra šumu v obraze podstatně vyšší, proto se snížení napětí vedoucí ke snížení dávek pacientům využívá především u CT vyšetření středních a menších pacientů, doporučováno je použití zvláště u dětí.

Technika automatické volby napětí u CT skenerů od firmy Siemens využívá přednastavené hodnoty kvality obrazu, definované referenční hodnotou kV a mA. Tyto hodnoty se mohou pro každý vyšetřovací protokol lišit. Dále je využit také topogram. Cílem této techniky je snížení dávky při současné optimalizaci poměru kontrastu a šumu.

Kvalita obrazu je tedy definována poměrem kontrast/šum (contrast-to-noise ratio, CNR). Při optimalizaci je pro všechna napětí hodnota CNR udržována konstantní, viz obr. 1.

Obr. 1: Poměr CNR v závislosti na napětí

Pro každou hodnotu napětí je pak pro získání dané kvality obrazu, tj. pro konstantní hodnotu CNR potřebné určité množství fotonů, které je dáno proudem. Pro kombinaci napětí a proudu je stanovena výsledná dávka pacientovi. Na základě dávky je pak rozhodnuto, která kombinace napětí a proudu je nejvhodnější. Grafické znázornění je uvedeno na obr. 2.

Obr. 2: Dávka záření v závislosti na napětí

Pro všechny sloupce na obr. 2 je výsledná hodnota CNR stejná, ale dané hodnoty CNR lze dosáhnout kombinací různých hodnot kV a mA, tj. různou dávkou. V grafu je tedy vynesena závislost výsledné dávky pacientovi na napětí. Z obr. 2 je zřejmé, že nejmenší dávku pacient obdrží při použití napětí 100 kV.

Použitá literatura:
Schmidt, B., Raupach, R., Flohr, T. How to scan with CARE kV. For all SOMATOM Scanners equipped with FAST CARE syngo CT 2011. Siemens, www.siemens.com/healthcare

CT detektory v dnešní době fungují jako integrální detektory, tj. je načítána energie z několika interagujících fotonů současně. Jakmile foton interaguje, vznikají fotony viditelného světla, které jsou zaznamenány fotodiodou, která poté dává výsledný signál. Doba detekce fotonu je rovna cca 2500 ns (2500 ns v FWHM). Kvůli dlouhé době vysvícení nejsou tyto detektory schopny odlišit od sebe jednotlivé fotony, dochází k načítání signálu několika fotonů na sebe, proto označení integrální detektor. Jedná se např. o Gd2O2S, materiál s nepřímou konverzí (energie rtg fotonů je nejprve převedena na fotony viditelného světla, ty jsou detekovány).

Jinou technologii představuje materiál s přímou konverzí, kdy jsou rtg fotony ihned převedeny na elektrický náboj, tj. na elektrony a díry. Materiál je připojen k elektrodám s rozdílným elektrickým potenciálem, takže záporně nabité elektrony putují k anodě, kladně nabité díry putují ke katodě. Doba detekce fotonu je tak podstatně kratší, jedná se přibližně o 25 ns (25 ns ve FWHM). Díky podstatně kratší době detekce rtg fotonu jsou detektory s přímou konverzí použitelné pro detekci jednotlivých fotonů, tj. jsou použitelné pro photon-counting. Jedná se např. o materiál CdTe.

Obr. 1: Nepřímá a přímá konverze u digitálních detektorů

U detektorů s nepřímou konverzí je maximální četnost pulzů řádově 10^3 za sekundu, u přímé konverze až 10^6 za sekundu.

Plocha pod křivkou, jak je uvedena na ob. 1 i na obr. 2, je úměrná energii detekovaného fotonu. Na obr. 2 je u detektoru s přímou konverzí (photon-counting detektor) možné v krátkém čase rozlišit několik detekovaných fotonů, zatímco u detektoru s nepřímou konverzí splývají všechny fotony v jeden široký pík. Je-li u detektoru s přímou konverzí možné nastavit několik energetických prahů, pak je detektor schopný odlišit od sebe různé energie fotonů, což je podstatou multi-energetických detektorů.

Obr. 2: Detekované energie v čase pro nepřímou a přímou konverzi u digitálních detektorů

Ideálně by mělo platit, že se energetické biny nepřekrývají. V reálu tomu však tak není, energetické biny se překrývají, viz obr. 3. K překrytí dochází tím, že se uplatňují určité interakce s určitou pravděpodobností. V ideálním případě foton interaguje fotoefektem, vzniká jeden pík, viz obr. 4. V některých případech však dochází k Comptonově rozptylu a vznikají dva píky o nižších energiích, viz. obr. 5. Tím dochází k degradaci energetického rozlišení detektoru. K degradaci energetického rozlišení detektoru však může dojít i v případě fotoefektu, není-li veškerý náboj detekován jedním pixelem, ale je sdílený mezi několika pixely, viz. obr. 6.

Obr. 3: Energetické biny pro ideální situaci a pro reálnou situaci

Obr. 4: Ideální interakce – interakce detekovaného fotonu fotoefektem

Obr. 5: Ne-ideální interakce – interakce detekovaného fotonu Comptonovým rozptylem

Obr. 6: Neideální interakce – interakce fotoefektem, ale sdílení náboje více pixely

Všechny neideální interakce pak vedou k tomu, že se překrývají energetické biny, jak je uvedeno na obr. 3, což vede ke zhoršení energetického rozlišení detektoru. V ideálním případě by pak bylo možné použít multi-energetické detektory k rozlišení několika materiálů díky rozdílným součinitelům zeslabení.

Poznámka: Nepleťte si digitální detektory s přímou a nepřímou konverzí s technologií přímé a nepřímé konverze u receptorů obrazu obecně (obecně o Computed radiography a Digital radiography zde).

Použitá literatura:
Kachelriess M. Image-based material decomposition with energy-selective detectors in multi-energy CT: a review. European Congress of Radiology 2015, EF 1 – Multi-energy imaging: from physics to diagnosis I

V dřívější době se pro kontinuální navádění pod skiaskopickou kontrolou používala kontinuální skiaskopie, při které bylo produkováno záření po celou dobu provádění skiaskopie (pulzy o délce 33 ms, které jsou produkovány s frekvencí 30 pulzů/s), ukázka je na obr. 1. Obraz pořízený tímto způsobem nedosahoval takové kvality obrazu, jaká by byla žádoucí. Obraz se vyznačoval rozmazáním, které bylo způsobeno velkou délkou pulzu. Poté tedy došlo k zavedení pulzní skiaskopie, při které je k zobrazení použito záření produkované v kratších pulzech (cca 8 ms místo 33 ms), záření není produkováno kontinuálně po celou dobu. Maximální frekvence pulzů pro skiaskopické systémy většiny výrobců je rovna 30 pulzů/s, avšak běžně je používána frekvence nižší, 10 pulzú/s a méně. Tím došlo k výraznému snížení dávek pacientům. Použitý počet pulzů/s se liší v závislosti na použití (kardiologie, radiologie), rozsah počtu pulzů různých systémů se pohybuje v rozmezí cca 0,5-30 pulzů/s. Grafická ukázka pulzní skiaskopie je uvedena na obr. 2. Ukázka kvality obrazu pro pulzní a kontinuální skiaskopii je uvedena na obr. 3, pro zobrazení byl použit rotující objekt.

Obr. 1: Kontinuální skiaskopie [1]

Obr. 2: Pulzní skiaskopie [1]

Obr. 3: Obraz z pulzní a kontinuální skiaskopie [2]

Každý pulz při pulzní skiaskopii má určitou náběhovou a doběhovou hranu, na obr. 2 je náběh a doběh znázorněn červenou barvou. Tyto hrany vznikají v důsledku velkého odporu vodících kabelů, vedoucích od generátoru k rentgence, které vytvářejí velkou kapacitanci (schopnost kabelů uchovat elektrický náboj). Tím vzniká nechtěný proud, projevující se jako náběh a doběh pulzu. V průběhu náběhu i doběhu pulzu je produkováno záření, které však nepřispívá k tvorbě obrazu (na to nemá dostatečnou energii), ale je pohlceno v pacientovi. Toto „neužitečné“ záření pouze dávkově zatěžuje pacienta, ale nepřispívá ke kvalitě obrazu. Proto výrobci přišli se zlepšením, jehož podstatou je modulace pulzů, přesněji řečeno odstranění náběhových a doběhových hran a vytvoření pravidelných pravoúhlých pulzů, jak je uvedeno na obr. 4. Tento druh pulzní skiaskopie se nazývá grid-controlled pulzní skiaskopie.

Obr. 4: Grid-controlled pulzní skiaskopie [1]

Grid-controlled pulzní skiaskopie je vytvořena tak, že mezi katodu emitující elektrony a anodu produkující rtg fotony je umístěna záporně nabitá mřížka. Je-li mřížka zapnutá, jsou elektrony produkované katodou odpuzovány a rentgenkou neprochází proud. Rychlým spínáním mřížky pak dochází k vytvoření pulzů požadovaného tvaru [3]. Délka pulzů se opět liší v závislosti na použití, pro běžné břišní aplikace je to 5-20 msec, pro aplikace v pediatrii pak 2-5 msec. Samozřejmě platí, že čím kratší pulz, tím menší je dávka pacientovi. Avšak pro dostatečné množství fotonů dopadajících na detektor je pak nutné kratší pulzy kompenzovat vyššími proudy. Není-li rentgenka schopna generovat dostatečně velký proud, dochází k prodloužení pulzů, aby celkové elektrické množství (délka pulzu*proud) bylo dostatečné hodnoty. Delší pulzu znamenají větší pohybovou neostrost, jak je možné vidět na obr. 3.

Grid-controlled pulzní skiaskopie měla velký dopad na dávky pacientům, avšak i na dávky lékařům provádějícím skiaskopicky vedené výkony, které byly taktéž sníženy.

Použitá literatura:
[1] Kalare – Grid controlled pulsed fluoroscopy.
[2] AAPM REPORT NO. 125. Functionality and Operation of Fluoroscopic Automatic Brightness Control/Automatic Dose Rate Control Logic in Modern Cardiovascular and Interventional Angiography Systems. Report of AAPM Task Group 125. American Association of Physicists in Medicine, 2012.
[3] Boland GWL, Murphy B, Arellano R, Niklason L, Mueller PR. Dose reduction in gastrointestinal and genitourinary fluoroscopy: Use of grid-controlled pulsed fluoroscopy. AJR, 2000; 175: 1453-1457

Jednou z prvních technologií, která vedla ke snížení dávek u CT vyšetření, je automatická modulace proudu (automatic tube current modulation, ATCM). Tato modulace funguje na principu expoziční automatiky, tj. expozice je ukončena, jakmile dopadne na detektor dostatečné množství záření. ATCM je zvláště užitečná při skenování nehomogenních oblastí. Pro použití ATCM je zásadní správná centrace pacienta! Více o vlivu centrace pacienta na dávku je pojednáno v článku zde.

ATCM moduluje proud ve směru osy Z, tj. v závislosti na anatomii pacienta, např. při přechodu z oblasti plic do oblasti břicha dojde ke zvýšení proudu. Tato modulace se označuje jako podélná modulace (longitudinal ATCM). Ukázka podélné modulace proudu je na obr. 1 a 2.

Obr. 1: Podélná ATCM [2]

Obr. 2: Podélná ATCM [2]

K další modulaci dochází při samotné rotaci rentgenky, kdy množství záření potřebné v AP projekci není stejné jako množství záření potřebné v boční projekci. Díky této modulaci, někdy označované jako úhlová modulace (angular ATCM), dochází k oscilaci proudu. Použití úhlové ATCM vede k tomu, že z jakékoliv projekce dopadne na detektor vždy podobné množství záření. Ukázka úhlové modulace je na obr. 3.

Obr. 3: Úhlová ATCM [2]

ATCM je provedena v závislosti na analýze zeslabení pacienta vyplývajícího z topogramu (AP a LAT topogram) nebo online v závislosti na množství záření, které dopadne na detektor. Někteří výrobci prováději ATCM tak, aby v obraze byl zachován konstantní šum.

ATCM umožňuje snížení dávek o 20-68 %. Avšak je potřeba zmínit, že ATCM u CT se širokými svazky (velké pokrytí ve směru osy Z) je na hranici svých limitů, protože detektor pokrývá orgány velmi odlišných zeslabení, např. přechod plic a břišní dutiny nebo oblast ramen a krku.

Určitou variantou ATCM je orgánová modulace proudu (organ-based ATCM), kdy je modulace proudu provedena s ohledem na radiosenzitivní orgány (orgány citlivé na ozáření) tak, aby tyto orgány obdržely co nejmenší dávku. Využívá se toho při skenování hrudníku, kdy z důvodu vyšší radiosenzitivity prsní tkáně je v AP projekci odpovídajícím způsobem snížen proud, v protilehlé projekci však musí být zvýšen. Orgánová modulace proudu nevede ke snížení dávek jako takových, ale vede k jiné distribuci dávek, např. dojde ke snížení dávky na prsní tkáň, ale ke zvýšení dávky na plíce. Ukázka orgánové ATCM je na obr. 4 a ukázka dávkové distribuce v axiálním řezu je na obr. 5.

Obr. 4: Orgánová ATCM [3]

Obr. 5: Distribuce dávky v axiálním řezu [3]

Použitá literatura
[1] Tack D, Kalra MK, Gevenois PA. Radiation Dose from Multidetector CT. Second Edition. Springer, 2012
[2] Supanich MP. 3rd CT Dose Summit. Strategies for CT scan parameter optimization. 15.-16.3.2013, Phoenix, Arizona, USA
[3] Siemens. Guide to Right Dose. www.siemens.com/right-dose