CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření hlavy

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

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

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

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

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

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

CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření břicha

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

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

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

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

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

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

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

Obr. 2: Ukázka CT protokolů břicha

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

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

CT kurz IAEA – Klíčové aspekty protokolů na vyšetření hrudníku

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

CT kurz IAEA – CT veličiny a sledování dávek

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Sekundární kvantový pokles

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Obr. 1: Ukázka adaptivního stínění (Siemens)

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

Overranging nebo overbeaming?

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

CT kurz IAEA – Volba napětí

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

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

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

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

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

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

Obr. 1: Změny vyvolané použitím nižšího a vyššího napětí

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

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

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

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

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

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

Simulace rtg spekter

Na webových stránkách firmy Siemens Healthineers je volně dostupný simulátor rtg spekter. Umožňuje simulovat jak mamografická spektra (anoda Mo, Rh, W, napětí 18-40 kV) s mnoha různými filtry, tak i skiagrafická (W anoda, napětí 30-140 kV, zvlnění napětí 0-100%). Vřele doporučuji, není požadována žádná instalace.

Obr. 1: Ukázka rozhraní simulátoru
(https://www.oem-xray-components.siemens.com/x-ray-spectra-simulation)

Výstupem simulace je kvantifikace počtu fotonů jednotlivých energií společně s vlastnostmi filtru a rtg svazku za filtrem, včetně stanovení polotloušťky, fluence, kermy.

Obr. 2: Výstup simulace – ukázka rtg spektra i s jeho kvantifikací s možností přidat filtraci

Na internetu je dohledatelných více softwarů, mezi dalšími doporučuji i SpekCalc, jehož výhodou je simulace rtg spekter vyšších energií, včetně radioterapeutických, avšak nevýhodou je možnost pouze W anody, což neumožňuje simulovat Mo a Rh mamografická spektra. Další nevýhodou je pořizovací cena, software je k mání za 25 EUR.

CT kurz IAEA – Proud rentgenky a expoziční automatika

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

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

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

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

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

Celkově probíhá modulace proudu pomocí AEC až na 4 úrovních:

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

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

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

Obr. 2: Přehled parametrů udávajících kvalitu obrazu na CT

Nyní konkrétně k AEC jednotlivých výrobců.

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Vědci v Hong Kongu vyvinuli nový materiál pro výrobu ochranných pomůcek

Minulý týden se na internetu objevila zpráva ohledně nového materiálu na výrobu ochranných pomůcek proti rtg záření. Jedná se o kombinaci wolframu s polyuretanem, díky čemuž materiál poskytuje až o 40% vyšší ochranu. Taktéž z hlediska toxicity se jedná o bezpečný materiál, což je jeho velká výhoda ve srovnání s olovem.

Vědecký tým na Polytechnic University, vedený docentem Fei Bin a profesorem John Xin Haozhong, vytvořili materiál, který nejen že dokáže odstínit o 40% více záření než materiál s obsahem olova, ale je bezpečný (netoxický) a navíc je o 22% lehčí. Výrobky z tohoto materiálu lze bezpečně recyklovat.

Zde se však nabízí otázka, jak je možné, že materiál, který je lehčí, poskytuje větší ochranu než doposud hojně využívané olovo?

Tým vědců použil novou technologii, která transformuje wolfram – jeden z materiálů s největší hustotou (wolfram 19,25 g/cm3, olovo „pouze“ 11,34 g/cm3), v malé částice, které mají tloušťku jedné desetiny tloušťky wolframového vlákna v žárovce. Wolfram, získaný z obyčejných žárovek, je smíchán s polyuretanem, což je vysoce elastický materiál, za vzniku nového materiálu. Díky svojí elasticitě zůstávají ochranné pomůcky z tohoto materiálu i po několika přehybech celistvé. Ochranné pomůcky z tohoto materiálu je možné používat minimálně 3 roky bez nutnosti kontroly kvůli zlomům, zatímco ochranné pomůcky s obsahem olova by měly být kontrolovány každoročně.

Ačkoliv je wolfram dražší materiál než olovo, vědci očekávají, že ochranné pomůcky budou levnější než ty s obsahem olova, protože je možné použít méně materiálu. Objevitelé tohoto nového materiálu uvedli, že se nechali inspirovat nehodou ve Fukushimě v roce 2011, která byla druhou největší jadernou katastrofou v dějinách hned po Černobylu.

Vědci z unverzity čekají na příležitost komerčního využití a dodávají, že do půl roku by mohly být ochranné prostředky z tohoto materiálu k dispozici, půjde-li spolupráce v komerční oblasti dobře.

Tak uvidíme, jak to dopadne :).

http://www.scmp.com/news/hong-kong/health-environment/article/2084183/hong-kong-researchers-develop-safer-alternative

Správný výběr ochranného stínění (2)

V článku „Správný výběr ochranného stínění (1)“ jsme si řekli něco o materiálech, které se používají k výrobě ochranných stínění. Dnes přidáme ještě něco o tom, jaký materiál a jaký typ stínění je pro jaké výkony vhodný.

Při výběru osobních ochranných prostředků je nutné vzít v potaz, u jakých výkonů se bude stínění využívat, tj. jaká je standardní délka těchto výkonů, frekvence provádění a průměrné množství záření použitého na jeden výkon.

Efektivita ochranného stínění (stínící ekvivalent) při zeslabení a absorpci záření při průchodu daným materiálem se vyjadřuje v ekvivalentu Pb (mm Pb), který je definován tloušťkou Pb materiálu v mm o čistotě minimálně 99,9%, který poskytuje stejné zeslabení jako daný materiál.

Tradiční Pb ochranná stínění jsou cenově nejvýhodnější, ale hmotnostně nejtěžší, nepříliš pohodlné. Jsou vhodné pro krátké rtg výkony.

Ochranná stínění ze směsi Pb a  jiného lehčího prvku dosahují hmotnosti o 25% menší ve srovnání s tradičním Pb stínění stejné velikosti a stínícího ekvivalentu. Tato stínění jsou na trhu označována jako lehká nebo ultralehká a jsou vhodná pro krátké až středně dlouhé rtg výkony.

Non-Pb materiály obsahují jiné těžké prvky než Pb. Hmotnost těchto stínění je až o 40% menší než hmotnost tradičních Pb stínění stejné velikosti a stínícího ekvivalentu. Tato stínění jsou velmi snadno recyklovatelná. Stínění z těchto materiálů jsou vhodná pro dlouhé rtg výkony.

Ochranná stínění jsou k dispozici v různých provedeních – zástěry, vesty, sukně, pláště, límce – s různými stínícími ekvivalenty. Při výběru ochranného stínění je nutné uvážit, je-li potřeba ochranné stínění se stínícím ekvivalentem pouze z přední strany nebo i ze zadní (typicky u sester na katetrizačních sálech, které se točí zády). Dále jaký stínící ekvivalent v každé části je potřeba (dostupné kombinace 0,50 mm Pb přední/0,25 mm Pb zadní část, 0,35 mm Pb přední/0,25 mm Pb zadní část, 0,25 mm Pb zadní i přední část). A nakonec ještě konkrétní provedení stínění, např. nevypasovaná zástěra pro použití více lidmi, vypasovaná zástěra (možno i s bederním pásem) pro konkrétního pracovníka přizpůsobená velikostí i délkou (dle aktuální normy ČSN EN 61331-3 by mělo stínění sahat až ke kolenům), vesta a sukně zvlášť pro lepší rozložení zatížení (ramena + boky), límec fixně přidělaný k zástěře nebo odstranitelný aj. Některá stínění jsou tvořena překrytím několika vrstev, např. vesta, která má v přední části dvě části, každou s ekvivalentem 0,25 mm Pb, dohromady tedy 0,50 mm Pb.

Někteří výrobci umožňují i šití na míru, podle požadavků konkrétních pracovníků.

Použitá literatura:
http://blog.universalmedicalinc.com/determine-x-ray-apron-material-right/?utm_source=blogpost2&utm_medium=blog&utm_campaign=radiation%20protection
http://blog.universalmedicalinc.com/how-to-choose-the-right-x-ray-apron-style/

Správný výběr ochranného stínění (1)

V tomto a následujícím článku si řekneme něco o tom, jak si správně vybrat ochranné stínění z hlediska použitého materiálu pro stínění, ale také dle konkrétního typu ochranného prostředku.

Jak je již známo, tak ochrana před zářením stíněním je jedním ze tří základních způsobů, jak se chránit. Těmi dalšími dvěma způsoby jsou ochrana časem (čím kratší dobu jsem v záření, tím lépe) a ochrana vzdáleností (čím dále jsem od zdroje, tím lépe).

Hlavní funkcí ochranného stínění je zeslabení a pohlcení sekundárního, ale v některých případech i primárního rtg záření za účelem minimalizace dávek pacientům i pracovníkům se zářením (personálu). U pacientů jde samozřejmě o minimalizaci dávek mimo oblast zájmu, u pracovníků jde o snížení dávek celotělově. Obecně existuje rozdílné ochranné stínění pro pacienty a pro personál, jak bylo zmíněno v článku „Ochranné prostředky před zářením„.

Dříve se ochranné prostředky vyráběly z olova (Pb), které je díky vysokému protonovému (atomovému) číslu velmi efektivní v zeslabování a absorpci rtg záření. Pb se hojně využívalo různými způsoby v oblasti radiodiagnostiky, radioterapie, nukleární medicíny i v průmyslovové oblasti. Dále se však soustředíme pouze na osobní ochranné prostředky.

Tradiční Pb stínění
Pb je chemický prvek s protonovým číslem 82 a vysokou hustotou 11,34 g/cm3, která umožňuje jeho použití pro výrobu stínění před rtg a gama zářením. Pb je velmi měkký, tvárný a korozi-rezistentní materiál, ale na druhé straně je ve své čisté formě velmi křehký, proto z něho samotného nemůže být vyrobeno stínění. V kombinaci s různými zpevňujícími a přídavnými materiály je však možné vyrobit flexibiní materiál, podobný PVC, který je již vhodný pro výrobu ochranných stínění. Ochranná stínění vyrobená z Pb patří mezi nejtěžší stínění vůbec.

Stínění z materiálu obsahující Pb
Jedná se nejčastěji o směs Pb s jiným, lehčím, prvkem. Efektivita zeslabení je dána právě přítomností samotného Pb, ale i dalšími příměsemi, jako je např. cín (Sn), guma, PVC a další materiály. Stínění z materiálu obsahujícího Pb jsou přibližně o 25% lehčí než standardní olověná stínění.

Stínění neobsahující Pb
Anglicky jsou označovány jako „non-lead“ nebo „lead free“ stínění. Tato stínění nabízejí stejný ochranný faktor jako stínění obsahující Pb. Pb je však nahrazeno jiným materiálem, který taktéž dostatečně zeslabuje a pohlcuje záření. Mezi takové materiály patří cín (Sn), antimon (Sb), wolfram (W), bismut (Bi) a další. Výhodou stínění bez Pb je jejich jednoduchá recyklovatelnost, která u stínění s obsahem Pb není možná.

Každý ze tří výše zmíněných materiálů pro výrobu ochranných stínění má své výhody a nevýhody, které by měly být vzaty v potaz při koupi ochranného stínění společně s dalšími skutečnostmi, o kterých si řekneme v následujícím článku „Správný výběr ochranného stínění (2)„.

Použitá literatura:
http://blog.universalmedicalinc.com/3-different-types-radiation-shielding-materials/?utm_source=blogpost1&utm_medium=blog&utm_campaign=radiation%20protection

Ochranné prostředky před zářením

V září 2015 byla vydána nová Česká technická norma ČSN EN 61331-3 – Ochranné prostředky před lékařským diagnostickým rentgenovým zářením, která se zabývá tím, co musí splňovat ochranné prostředky. Zde uvádím alespoň něco málo z této normy.

Ochranné prostředky se dělí na ochranné prostředky pro personál a pro pacienty. Mezi základní ochranné prostředky pro personál (lékaři, sestry, radiologičtí asistenti) patří:

  • Ochranné zástěry
  • Límce na štítnou žlázu
  • Ochranné rukavice
  • Ochranné brýle.

Mezi základní ochranné prostředky pro pacienty patří:

  • Ochranné zástěry na stínění gonád
  • Stínění šourku
  • Stínění vaječníků
  • Ochranné zástěry pro stomatologická použití
  • Ochranná stínění bez dalšího upřesnění.

Ochranné zástěry a límce na štítnou žlázu jsou určeny k tomu, aby je nosily osoby, které se vyskytují ve vyšetřovně při radiologických vyšetřeních, zejméne při intervenčních výkonech.

Dále jsou v normě definovány 4 kategorie ochranných zástěr:

  • Lehké ochranné zástěry (ekvivalent aspoň 0,25 mm Pb v celé ploše)
  • Těžké ochranné zástěry (ekvivalent aspoň 0,35 mm Pb v přední části a aspoň 0,25 mm Pb v ostatních částech)
  • Lehké uzavřené ochranné zástěry (ekvivalent aspoň 0,25 mm Pb v celé ploše)
  • Těžké uzavřené ochranné zástěry (ekvivalent aspoň 0,35 mm Pb v přední části a aspoň 0,25 mm Pb v ostatních částech)

Lehké ochranné zástěry mohou být nošeny například na operačním sále nebo v sádrovně, nebo pokud je vyznačené pracovní pásmo chráněno proti neužitečnému záření jinými ochrannými prostředky, např. upevněnými na rentgenovém zařízení.

Ochranné zástěry musí mít jednu nebo více vrstev ochranného materiálu a musejí být zkontruovány tak, aby kryly přední část těla od krku až alespoň po kolena, celou hrudní kost a ramena. Uzavřené ochranné zástěry musí navíc pokrýt boky těla od místa, které není níže než 10 cm od podpaží, do úrovně kolen a záda taktéž do úrovně kolen. Ochranná zástěra může být zkonstruována tak, že nebude tvořena jedním kusem, ale bude se skládat z více částí, např. z vesty a sukně.

Límce na štítnou žlázu musí zakrýt přední polovinu krku, včetně štítné žlázy, a mají přesahovat svou spodní částí cípu dolů do výstřihu ochranné zástěry. Límce mohou být přišité k zástěře nebo oddělené. Stínící ekvivalent límce na štítnou žlázu musí být aspoň 0,35 mm Pb.

Stínící ekvivalent v mm Pb se určuje v geometrii širokého svazku pro specifikovaný rozsah jakostí záření – pro napětí 50 kV, 70 kV, 90 kV, 110 kV (spektra primárních rtg svazků v radiodiagnostice jsou však podobné zkušebním rtg svazkům s energií o 10 kV vyšší, proto se doporučuje měření při napětí v rozsahu 60-120 kV). Ochranné zástěry a límce používané u výkonů, kde může energie záření překročit 125 keV, např. CT intervenční výkony, musí splňovat stínící ekvivalent i pro 150 kV.

 

CT kurz IAEA – Přehled skenovacích parametrů

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Snímek obrazovky 2017-01-22 v 19.52.24

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

Jak prezentovat nejen ve vědecké sféře?

Dnes trochu neobvyklé téma a to jak prezentovat ve vědecké sféře… Spousta lidí nesnáší nebo dokonce nenávidí prezentování výsledků před publikem, ať už před jedním posluchačem nebo celým sálem. Pro vědecké pracovníky je veřejné vystupování bohužel součástí jejich práce. Způsob prezentace výsledků nebo nových poznatků významně ovlivňuje to, jak budou nové informace vnímány posluchači, takže z části i to, jak se bude kariéra vědeckého pracovníka vyvíjet dále.

Dostatečná příprava
Prvním pravidlem je dostatečná příprava. Samotná prezentace je až výsledkem dlouhé práce, která probíhá před samotnou prezentací. Velmi vhodné je připravit si prezentaci v dostatečném předstihu, aby si člověk v průběhu následujících dnů mohl připsat poznámky ohledně toho, co změnit, co zlepšit. Doporučuje se také ujistit se, co chci u daného slidu říct a vypíchnout. Pro představu o tom, jaký má člověk veřejný proslov, je vhodné přednést si prezentaci před zrcadlem, případně si prezentaci natočit na kameru a shlédnout záznam, nebo přednést prezentaci před partnerem nebo kamarádem/kamarádkou. Tak člověk zjistí, které části nebo technické termíny jsou problematické, aby mohl svůj výstup v těchto částech vylepšit. Je nutné věnovat pozornost i technickým výrazům, aby se člověk při nich nezakoktal.

Řeč těla
Správná řeč těla může zvýšit dopad vaší přednášky na publikum, tedy to, jak budou vnímat prezentaci a jak ji budou interpretovat. Při přezentaci je vhodné stát obličejem k publiku, i když v případě popisování např. grafů a tabulek je to relativně obtížné. Je nutné zaujmout stabilní postoj, např. roztažením nohou na šířku pánve, aby člověk nepůsobil dojmem, že každou chvíli upadne. Těsně před prezentací a taktéž v průběhu prezentace je vhodné být v očním kontaktu s publikem. Oční kontakt s jednotlivci z publika nesmí trvat příliš dlouho, aby se posluchač necítil nepříjemně (a v duchu se neptal, proč na něho tak dlouze civíte). Při prezentaci je vhodné nepůsobit příliš rigidně a strnule. Je dobré pár kroků v průběhu prezentace popojít (nejde o běh na pódiu) a zase se vrátit. Vyhněte se překřížení paží, držení paží za zády nebo rukám v kapsách. Nedržte v ruce žádná fidlátka (propisky aj., nejhorší je propiska, kterou přednášející po celou dobu z nervozity cvaká), mějte ruce volné pro možnou gestikulaci.

Hlasový projev
Tón vašeho hlasu a to, jak mluvíte při prezentaci, ovlivňuje výsledný dojem, který budou mít posluchačí z vaší přednášky. Na začátku přednášky vyčkejte, až se posluchači usadí, nezačínejte mluvit ještě v průběhu toho, kdy jdete k prezentačnímu pultíku. Mluvte jasně a sebejistě, i když si nejste v některých okamžicích úplně jistí. Při přednášce se ujistěte, že i posluchačí v zadních řadách vás slyší, ale aby ti v prvních řadách neohluchli. Udržujte po celou dobu prezentace stabilní tempo řeči, které není ani rychlé, ani pomalé. Nervozita nás občas nutí k tomu mluvit rychleji, abychom měli prezentaci za sebou. Snažte se tomu vyhnout. Změňte svůj hlas, když chcete zdůraznit některou informaci. Není vhodné odpřednášet celou prezentaci monotónním hlasem. Každou větu v projevu řádně ukončete, abyste nepůsobili nejistě. Nemumlejte ani nehuhlejte. Tu a tam můžete udělat v projevu krátkou pauzu, což publiku umožní lépe vstřebat informace. V průběhu této krátké pauzy si můžete srovnat myšlenky a nachystat další větu, kterou budete pokračovat. V průběhu prezentace je lepší zmlknout, než používat citoslovce jako ummm, hmmm, jakoby, vlastně…

Znalost publika
Spousta vědeckých pracovníků přednáší prezentace pro různé posluchače v publiku. Někdy se může jednat o studenty základních škol nebo posluchače univerzity třetího věku. Zde je potřeba přednést informace velmi srozumitelně (informace musí být velmi pochopitelné, vysvětlené na úrovni obecné laické populace), bez obtížnějších technických výrazů, aby se posluchači neztratili. Pro posluchače středních a vysokých škol jiných oborů, než kterého se týká vaše prezentace, je možné použít i některé jednodušší technické termíny. Pro experty v daném oboru je pak možné již plně použít i technické termíny. Uzpůsobte i formu svého přednesu (hlas, gestikulaci) těm, kdo sedí v publiku. Uvažte také to, proč by vás publikum mělo poslouchat. Zajímala by vás vaše prezentace, kdybyste byl v publiku?

Zvítězte nad svým strachem
Abyste mohli zvítězit nad svým strachem, je dobré ho poznat, vědět, co nejhoršího se může v důsledku nervozity stát. Když budete dostatečně a důkladně připraveni, nervozita nebude tak velká. Nepijte kofeinové nápoje těsně před prezentací, protože zvýrazní vaši nervozitu. Mějte k dispozici vodu pro případ, že by vám vyschlo v ústech. Nejezte před prezentací kaloricky velmi náročně jídlo, budete pak mít problém se soustředěním. Uvědomte si, že publikum tam není proto, aby se na vás dívalo, ale proto, abyste jim řekli nové informace. Nejsou to nepřátelé, nechtějí, abyste v něčem pochybil. Neoznamujte publiku, že jste nervózní. Nezajímá je to. Téměř každý trpí nervozitou před veřejným vystoupením, není to nic neobvyklého. Je-li to možné, dýchejte správně proti nervozitě, např. nádech na 4 doby, zadržet dech na 2 doby a na 8 dob vydechovat. Taktéž funguje to, když si představíte nějaké oblíbené místo, kde dozajista nejste nervózní.

Odhoďte své poznámky
Ačkoliv je vhodné, když máte poznámky ke svým slidům, neberte si tyto poznámky k prezentačnímu pultíku. Vezmete-li si je, nebudete působit jako profesionál (a o to nám jde :)), navíc vás to může někdy velmi splést. Bude to mít rušivý efekt na publikum, protože při čtení poznámek s ním ztratíte kontakt. Při čtení poznámek bude i velmi vzrušující téma působit nudně.

Příprava slidů
Slidy k dané prezentaci by měly být nejen příjemné na pohled, ale měly by obsahovat i podstatné informace. Počet slov na slidech by měl být co nejnižší, jde spíše o to uvádět důležité informace heslovitě, abyste věděli, o čem chcete mluvit u daného slidu. Slova na slidech musí dostatečně velká, aby byla čitelná pro posluchače i ze zadních řad. Na slidech by měly být pouze obrázky, grafy a videa, která lépe ozřejmují sdělované informace. Animace netýkající se tématu pouze odvádějí pozornost posluchačů.

Snažte se si to užít
Když budete při přednášení vypadat nudně, budete nudit i posluchače. A i když máte prezentaci o nejnudnějším tématu, snažte se z něho udělat zajímavé téma. Proč by toto téma mohlo být zajímavé pro posluchače? Pře prezentaci se usmívejte, měli byst působit spokojeně a vyjádřete poděkování, že tam můžete být. Je-li vaše sebejistota dostatečná, můžete přidat i milý vtípek, který vám pomůže prolomit ledy. Ale pozor, u velmi nervózních přednášejících působí vtipy spíše křečovitě.

Poučte se ze svých chyb a úspěchů
Pokaždé, když budete mít prezentaci, zapamatujte si, co bylo pozitivní a co jste považovali za chybu, abyste se jí příště mohli vyhnout. U chyby si ještě zanalyzujte, co bylo její příčinou.

Co když se stane nehoda?
Stane-li se vám těsně před prezentací nehoda, např. si polejete košili kávou, nesnažte to za každou cenu schovat. Budete pak působit velmi nervózně a stejně to nejspíš neskryjete. posluchači si vás budou naopak ještě více prohlížet. Můžete např. hned na počátku prezentaci zmínit v malém žertíku, že se vám stala nehoda, např. že znáte spoustu způsobů, jak lze odstranit fleky od kávy, ale že v současné chvíli nelze použít ani jeden :). U žen se sukní se doporučuje, aby měly s sebou náhradní silonky.

Za jedny z nejlepších přednášek jsou považovány přednáky na TEDx, spousta z nich je ke shlédnutí na youtube.com. Za skutečného mistra řečníka moderní toby je považován Steve Jobs…

Použitá literatura:
[1] http://www.scientifica.uk.com/neurowire/9-simple-and-effective-public-speaking-tips-for-scientists
[2] Bruno T, Adamczyk G. Řeč těla. Jak rozumět signálům řeči těla a cíleně je používat. GRADA Publishing, 2013
[3] Helcl Z. Jak zvládnout 77 obtížných situaí při prezentacích a přednáškách. Osvědčené rady a příklady z praxe. Grada Publishing, 2013
[4] Hlaváček L. Základy rétoriky v praxi. Kurz v rámci Institutu pro veřejnou správu, Praha, 1. 12. 2016
[5] Boušková P. Pán Prezentace a Trémy. Kurz v rámci Naučmese.cz, Praha, 12. 1. 2017

Rizika u lékařů provádějících intervenční výkony

1616V nedávné době bylo publikováno několik článků, které se zabývají problematikou nádorů mozku u lékařů provádějících intervenční výkony. Již v roce 1998 Finkelstein publikoval informace o dvou intervenčních kardiolozích, u kterých byl diagnostikován nádor mozku. Nejprve se zdálo, že jde spíše o náhodu. Nicméně v průběhu následujících 10 let byl zjištěn nádor mozku u dalších dvou intervenčních kardiologů ze stejného pracoviště, což poukázalo na souvislost mezi nádorem a prací intervenčního kardiologa s ionizujícím zářením. O 16 let později byla publikována jiná studie, ve které se autoři již zabývali 9 identifikovanými případy nádorů mozku u lékařů provádějících intervenční výkony (nikoliv pouze u intervenčních kardiologů). U 4 z těchto 9 případů byl zjištěn výskyt nádorů v levé hemisféře (u zbývajících 5 nádorů nebyla upřesněna lokalizace), což bylo v souladu s tou skutečností, že u intervenčních lékařů je podstatně více ozářena levá hemisféra. To ještě potvrdilo kauzalitu mezi ozářením a vznikem nádorů mozku u intervenčních lékařů.

Pro stanovení vztahu mezi expozicí a vznikem nádorů mozku bylo nezbytné odhadnout dávku, kterou je mozek lékařů při výkonech ozářen. Provést odhad dávky však nebylo jednoduché, protože intervenční výkony vykazují velkou variabilitu. Jako vhodnější přístup se jeví zjištění dávek lékařů z publikovaných studií. Velkým nedostatkem však je použití různých dávkových veličin, např. efektivní dávky, orgánové dávky nebo dopadjící kermy.

Jedna studie uvádí, že efektivní dávka lékařů na jeden kardiologický výkon se pohybuje mezi 0,02 mikroSv a 38 mikroSv. Pro výkony v intervenční radiologii se efektivní dávky lékařů na jeden výkon pohybují mezi 0,1 mikroSv a 101 mikroSv, čemuž odpovídaly orgánové dávky na mozek v rozsahu 0,1 mikroSv až 300 mikroSv. JIná studie uvádí, že efektivní dávky lékařů při implantaci fenestrovaného stentgraftu dosahují v průměru 20 mikroSv, čemuž odpovídala kerma na hlavu 224 mikroSv.

Mimo velkou variabilitu samotných výkonů, a tím i dávek lékařům na jeden výkon, se jednotliví lékaři liší i tím, kolik výkonů provedou. Někteří lékaři provedou více než 700 výkonů ročně, někteří však i více jak 1000 výkonů ročně.

Další nejistotou, kterou je zatížen odhad orgánové dávky na mozek, je rozdíl mezi dávkou na hlavu a dávkou na mozek. Autoři jedné ze studií mají konzervativní odhad, který předpokládá, že 40 % dávky z rozptýleného záření pohltí lebka, takže mozek obdrží zbývajícíh 60 %.

Nejnovější studie autorů Roguin et al (2013) již uvádí 31 případů nádorů mozku u intervenčních lékařů. U 26 případů je známa lokalizace, tumory se nacházeli u 22 lékařů z oněch 26 v levé hemisféře. Toto číslo je vysoké natolik, že nelze říct, že jde o náhodu, nýbrž se skutečně jedná o souvisost mezi prací lékařů s ionizujícím zářením a těmito levostranně lokalizovanými nádory.

Celkově však provedené studie a z nich vyplývající informace nepotvrzují statisticky významně vyšší výskyt nádorů mozku u intervenčních lékařů, podobně jako nepotvrzují vyšší výskyt kardiovaskulárních onemocnění v důsledku dlouhodobých expozic. Navíc dotazníkový průzkum u 615 pracovníků kardiologických katetrizačních sálů ukázal výskyt rakoviny pouze u 2,2 % účastníků, což je výskyt nižší, než je obvyklé v běžné populaci.

Na druhou stranu se však tvrdí, že věda nemůže prokázat neexistenci rizika, proto by i tak lékaři měli být při provádění výkonů s použitím rtg záření obezřetní.

Použitá literatura:
[1] Marsh RM, Silosky M. Brain tumors, interventionists, and radiation: How real is the risk? Endovascular Today, 2016: 15(8):  66-69