V předešlých příspěvcích jsme si řekli o PA projekci vestoje (standardně prováděná na stacionárním skiagrafickém systému) a AP projekci vleže (nejčastěji prováděná na pojízdném skiagrafickém systému na lůžku) a o jejich výhodách. Mimo tyto dvě často zmiňované projekce je možné při rtg vyšetření srdce a plic provést také bočnou neboli laterální projekci. Obě projekce jsou i s velmi užitečným popisem jednotlivých struktur uvedeny na obr. 1.

Obr. 1: PA a laterální projekce při rtg srdce a plic (Normal, Labelled, Chest x-ray – Undergraduate Diagnostic Imaging Fundamentals (pressbooks.com))

Při laterální projekci stojí pacient levým bokem k receptoru obrazu, takže rtg svazek vstupuje do jeho pravého boku a vystupuje z pacientova levého boku. Důvodem je zde opět anatomická stavba pacienta – srdce je umístěno více vlevo, takže při této pozici dělá srdce menší srdeční stín. Laterální projekce je prováděna často jako doplňující vyšetření k PA projekci.

Při PA a laterální projekci u vertigrafu musí být pacient schopen stát nebo sedět ve vzpřímené pozici, měl by být schopen zadržet dech a v neposlední řadě by měl být schopen spolupracovat. Rtg svazek vstupuje do zad pacienta a poté vystupuje na přední straně pacienta.

AP projekce vleže se provádí u těch pacientů, u kterých není možné provést PA projekci u vertigrafu (vestoje ani vsedě). Většinou se jedná o pacienty ve vážném stavu. Receptor obrazu, dnes nejčastěji flat panel detektor, případně CR kazeta, se vkládají pod pacienta, rentgenka je umístěna nad pacientem. Rtg svazek vstupuje do pacienta zepředu a vystupuje ze zad. Ukázka rtg obrazu stejného pacienta získaná při PA projekci vestoje a následně v AP projekci na lůžku je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: PA projekce vestoje a AP projekce vleže

Dalším typem projekce je lordotická projekce. Lordotická projekce je taková projekce na plíce, u které rtg svazek vstupuje do pacienta zepředu a prochází šikmo vzhůru (buď je nastaven rtg svazek tímto směrem nebo je šikmo umístěn pacient a rtg svazek směřuje horizontálně). Rtg obraz se od standardního PA obrazu odlišuje v tom, že klíční kosti nepřekrývají plíce, konkrétně tedy plicní hroty (apexy). Ukázka pozice rentgenky a detektoru a rtg obrazu při PA a lordotické projekci jsou uvedeny na obr. 3. Tato projekce je dnes prováděna velmi zřídka.

Obr. 3: Lordotická projekce – pozice rentgenky a detektoru (A), rtg obraz v PA projekci (B) a rtg obraz v lordotické projekci (C) (Imaging Techniques | Thoracic Key)

Velmi detailní anatomický popis a objasnění projekcí při rtg vyšetření srdce a plic je také v následujícím videu: Chest X-ray: Introduction and Approach – YouTube. Vřele doporučuji.

To je již vše o rtg vyšetření srdce a plic. Je to psáno z pohledu fyzikálního, proto se občas mohou vyskytnout nějaké anatomické nepřesnosti, za které se omlouvám.

Použitá literatura
Types of X-Ray examinations – YouTube
Normal, Labelled, Chest x-ray – Undergraduate Diagnostic Imaging Fundamentals (pressbooks.com)
Imaging Techniques | Thoracic Key

V předešlém příspěvku jsme si řekli již o některých výhodách zadopřední (PA) a předozadní (AP) projekce, přičemž PA se používá při pozici pacienta u vertigrafu, AP pak u pacientů vyšetřovaných na lůžku.

Jednou z nevýhod AP geometrie při vyšetření na lůžku je zvětšení obrazu. Asi by nám obecně nepřišlo špatné, vidět patologii zvětšenou, ale problém nastává proto, že v rtg obraze je zvětšeno pouze něco. Právě orgány vzdálenější od receptoru obrazu jsou více zvětšené než orgány nacházející se blízko receptoru obrazu, dochází tam k falešnému zvětšení. Několik grafických znázornění, jak dochází k onomu zvětšení, je uvedeno na následujících obrázcích.

Na obr. 1 je uveden vliv vzdálenosti ohniska (na obr. 1 označen „X-ray source“) od vyšetřovaného objektu při zachování vzdálenosti vyšetřovaný objekt – receptor obrazu.

Obr. 1. Vliv vzdálenosti ohniska od vyšetřovaného objektu na zvětšení rtg obrazu při zachování konstantní vzdálenosti vyšetřovaný objekt – receptor obrazu [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Z obr. 1 je zřejmé, že čím větší vzdálenost ohnisko – vyšetřovaný objekt, tím je zvětšení rtg obrazu menší, tedy velikost rtg obrazu více odpovídá reálné velikosti.

Na obr. 2 je uveden vliv vzdálenosti vyšetřovaného objektu od receptoru obrazu při zachování vzdálenosti ohnisko – vyšetřovaný objekt. Jde tedy pouze o oddálení receptoru obrazu od vyšetřovaného objektu.

Obr. 2: Vliv vzdálenosti receptoru obrazu od vyšetřovaného objektu na zvětšení rtg obrazu při zachování konstantní vzdálenosti ohnisko – vyšetřovaný objekt [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Z obr. 2 je zřejmé, že čím menší vzdálenost receptor obrazu – vyšetřovaný objekt, tím je zvětšení rtg obrazu menší, tedy velikost rtg obrazu více odpovídá reálné velikosti.

Nyní spojíme všechny výše uvedené skutečnosti do praktického provedení rtg vyšetření srdce a plic: PA projekce s velkou ohniskovou vzdáleností (vzdálenost ohnisko – receptor obrazu 180-200 cm) a AP projekce s malou ohniskovou vzdáleností (vzdálenost ohnisko – receptor obrazu 80-100 cm). Grafické znázornění je uvedeno na obr. 3.

Obr. 3: Vliv PA a PA projekce na zvětšení rtg obrazu [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Při pohledu na obr. 3 je zřejmé, že při AP projekci dostáváme zvětšený rtg obraz, ale srdce je v něm zvětšeno více ve srovnání se zvětšením samotného hrudníku než při PA projekci. Právě na to je nutné pamatovat při popisu rtg vyšetření provedených na lůžku. Ukázka rtg obrazu stejného pacienta získaná v krátké době po sobě v PA projekci vestoje a AP projekci vleže je uvedena na obr. 4. Obr. 4 vlevo by mohl být lépe zobrazen použitím widowingu a levellingu.

Obr. 4: Rtg obraz srdce a plic pořízený v PA projekci u vertigrafu a AP projekci na lůžku [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Z obr. 4 je zřejmé, že při PA projekci vestoje je srdeční stín menší, současně implantovaný kardiostimulátor/defibrilátor vypadá menší, resp. více odpovídá reálné velikosti. Při PA projekci vestoje je možné zajistit kolmost rtg svazku na tělo pacienta a současně kolmost rtg svazku na receptor obrazu, zatímco u AP projekce na lůžku není kolmost často splněna. Při PA projekci vestoje je bránice posunuta níže, jsou zobrazeny expandované plíce, zatímco při AP projekci vleže může být spodní část plic zastíněna. Podobně s výpotkem na plicích. Při PA projekci vestoje bude tekutina umístěna v dolní části plic, zatímco při pozici vleže bude tekutina na více místech, případně bude rozprostřená po celých plicích, což se projeví vyšší denzitou celých plic a nemusí být v rtg obraze tak jasně viditelná jako při projekci vestoje. Při PA projekci vestoje má pacient přitisknuté všechny struktury na vertigraf stejně (horní a dolní část hrudníku), zatímco u AP projekce na lůžku se více projev lordotická pozice – různá vzdálenost horní a dolní části hrudníku od rentgenky. Přehled dalších možných patologií, které se mohou v rtg obraze projevit právě kvůli AP projekci na lůžku jsou uvedeny v tab. 1.

Tab. 1: Patologie vznikající v rtg obrazu v důsledku AP projekce na lůžku [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Při AP projekci na lůžku dochází častěji k rotaci těla, takže hrudník není zobrazen v rtg obraze symetricky, viz obr. 5, na kterém jsou znázorněny objekty simulující klíční kosti a srdce. Lze to poznat např. podle nesymetrické pozice klíčních kostí, viz obr. 6.

Obr. 5: Simulace klíčních kostí a srdce ve správné a rotované projekci [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Obr. 6: Rotovaný rtg obraz pořízení v AP projekci na lůžku [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Rtg vyšetření srdce a plic se standardně provádí v nádechu. Avšak jsou pacienti, kteří se nadechnout nedokáží. To se samozřejmě projeví i v rtg obraze. Ukázky rtg vyšetření v nádechu a výdechu jsou zobrazeny na obr. 7.

Obr. 7: Rtg vyšetření v nádechu (vlevo) a ve výdechu (vpravo) [Types of X-Ray examinations – YouTube]

To je pro tentokrát vše, o rtg vyšetření hrudníku bylo něco uvedeno již velmi dávno, v tomto příspěvku. Příště si řekneme ještě něco více k jednotlivým projekcím při rtg vyšetření srdce a plic.

Použitá literatura
Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key
Types of X-Ray examinations – YouTube

Lékaři popisující rtg snímek srdce a plic by měli být seznámeni s tím, jak se změní vzhled rtg obrazu tehdy, změní-li se geometrie vyšetření. Např. se neprovede zadopřední (PA) ale předozadní (AP) projekce. V dnešním příspěvku si řekneme více o tom, jak se daná geometrie projeví v rtg obraze. Asi to není téma úplně typické pro radiologické fyziky, ale určitě je fajn dozvědět se něco nového a předpokládám, že to může být zajímavé i pro radiologické asistenty, kteří právě taková vyšetření standardně provádějí.

Obecně se dá říct, že je-li to možné, pak při rtg vyšetření srdce a plic stojí pacient u vertigrafu (receptor obrazu svisle umístěný v držáku) na rtg vyšetřovně, což s sebou nese několik výhod, které budou uvedeny postupně. Není-li to možné, pak může např. sedět u vertigrafu na vyšeřovně a není-li ani to možné, pak pacient leží na lůžku, nejčastěji přímo na pacientském pokoji. Jestliže se dokáže pacient posadit, pak je výhodné převézt pacienta i s postelí k vertigrafu a posadit ho na lůžku u vertigrafu. Rtg vyšetření u vertigrafu (vestoje, případně vsedě) je vždy kvalitnější než vleže, už kvůli použití protirozpylové mřížky, ale jsou zde i další geometrické a anatomické důvody.

Při pozici vestoje u vertigrafu se provádí PA projekce, pacient stojí zády k rentgence a čelem k receptoru obrazu. Tedy rtg svazek vstupuje do pacienta zezadu a vystupuje zepředu, poté dopadá na receptor obrazu. U vyšetření na lůžku je to naopak, vyšetření se provádí v AP projekci, rtg svazek vstupuje do pacienta vpředu a vystupuje ze zad, pod kterými je umístěn receptor obrazu. Ukázka PA a AP projekce u vertigrafu je uvedena na obr. 1.

Obr. 1: PA a AP projekce [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Důvodem, proč je rtg vyšetření vestoje kvalitnější, je vhodnější anatomická geometrie (srdce blíže receptoru obrazu) a taktéž geometrie akvizice rtg vyšetření (větší vzdálenost mezi ohniskem a pacientem).

Výhoda anatomické geometrie: Srdce je v lidském těle umístěno blíže k přední straně hrudníku (lze vidět i na obr. 1, kde je srdce simulováno šedým oválem v hrudníku). Je-li pacient vyšetřován v PA projekci, pak srdce samotné leží blíže k receptoru obrazu (obr. 1 vpravo), zvětšení je pouze malé a srdce dělá pouze malý srdeční stín. Je-li pacient vyšetřován v AP projekci (obr. 1 vlevo), srdce je od receptoru obrazu dále, takže pak i zvětšení je větší. Názorná ukázka zvětšení je uvedena na obr. 2. Z výše uvedeného vyplývá, že pro získání co nejreálnější velikosti objektu je potřebné umístit ho co nejblíže receptoru obrazu. Z obr. 2 je podle intenzity barvy na receptoru obrazu zřejmé, že je-li vyšetřovaný objekt blíže receptoru obrazu (ruka blíže plátnu), pak je i intenzita v rtg obraze vyšší, neboli části umístěné blíže receptoru obrazu jsou kontrastnější než ty části, které jsou umístěny od receptoru obrazu dále.

Obr. 2: Zvětšení při AP (nahoře) a PA (dole) projekci [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Výhoda geometrie akvizice: Je-li pacient vyšetřován u vertigrafu, pak se nejčastěji používá vzdálenost ohnisko – receptor obrazu 180-200 cm. Při rtg vyšetření na lůžku se používá vzdálenost ohnisko – receptor obrazu 80-100 cm. Z toho vyplývá, že rtg obraz na lůžku má větší zvětšení než rtg obraz u vertigrafu, typicky se to týká srdečního stínu. Ukázka výhody geometrie PA vs. AP je uvedena na obr. 3. Z výše uvedeného vyplývá, že pro získání co nejreálnější velikosti objektu je potřebné umístit zdroj záření co nejdále od vyšetřovaného objektu. Dalším nezanedbatelným efektem větší vzdálenosti ohniska od vyšetřovaného objektu je zlepšení geometrické neostrosti způsobené nenulovou velikostí ohniska, ale o tom si řekneme více v následujícím příspěvku.

Obr. 3: Zvětšení vyšetřovaného objektu při malé (nahoře) a velké (dole) ohniskové vzdálenosti [Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key]

Typicky se při vyšetření na lůžku nepoužívá fyzická protirozptylová mřížka, avšak je možné použít virtuální (softwarovou) mřížku. Nepřítomnost protirozptylové mřížky vede k horší kvalitě rtg obrazu.

Nemá-li popisující radiolog informaci o projekci, může se stát, že podle velikosti srdečního stínu popíše kardiomegalii, ačkoliv jí pacient reálně netrpí.

Poznámka: Kardiomegalie neboli zvětšení srdce, je definována tak, že srdce, resp. srdeční stín, je větší než 0,5x průměr hrudníku. Ukázka měření je uvedena na obr. 4.

Obr. 4: Ukázka měření rozměrů pro stanovení kardiomegalie [How to measure Cardiomegaly in CXR – YouTube]

Postup měření je následující: Nakreslete svislou čáru přes střed těla (páteř). Změřte největší rozměr srdce od svislé čáry vpravo a vlevo. Poté změřte průměr celého hrudníku. Je-li podíl šířky srdečního stínu (A+B) větší než 0,5*C (šířka hrudníku), pak se jedná o kardiomegalii. Poměr (A+B)/C se nazývá také kardiotorakální index – poměr šířky srdečního stínu/šířky hrudníku.

Více o výhodách a nevýhodách PA a AP projekce při rtg vyšetření srdce a plic si řekneme v následujícím příspěvku.

Použitá literatura
Imaging the Chest: The Chest Radiograph | Radiology Key
How to measure Cardiomegaly in CXR – YouTube
Microsoft PowerPoint – Guidelines SS, diagnostika SS.ppt [režim kompatibility] (kardio-cz.cz)

Při pravidelném testování diagnostických displejů je potřeba proměřit alespoň několik bodů GSDF křivky, aby se dalo zjistit, zda funguje displej z hlediska luminance podle požadavků GSDF křivky.  American Association of Physicists in Medicine (AAPM) ve svém starším doporučení TG18 doporučovala jako dostatečné pro QC proměření alespoň 18 bodů. Nicméně toto doporučení bylo primárně vytvořeno pro CRT displeje, nikoliv LCD displeje, které v dnešní praxi převažují. A právě pro LCD displeje není těchto 18 proměřených bodů dostatečných k tomu, aby se prokázal souhlas s GSDF křivkou. Ukázka nesouhlasu je uvedena na obr. 1.

Obr. 1: Výřez měření GSDF křivky pro prvních 20 hodnot [8]

V případě, že byl proměřen pouze první a poslední bod uvedeného výřezu, displej splnil požadavky GSDF křivky v rámci tolerance. Ale v případě, že byly změřeny i body mezi těmito okrajovými hodnotami, ukázalo se, že displej nesplňuje požadavky GSDF křivku v rámci tolerance, hlavně pro body 3-13. V novějším doporučení AAPM TG270 se proto již doporučuje proměřit alespoň 52 bodů.

Proveďme si nyní proměření displeje alespoň pro těch 18 bodů dle TG18.

Máme DICOM obrazy s hloubkou 12 bitů, tedy 2^12 = 4096 stupňů šedi, tedy 4096 P-hodnot. Obrazů máme pouze 18. Abychom těmito obrazy rovnoměrně pokryli interval P-hodnot, které jsou v rozsahu 0-4095, mají jednotlivé obrazy následující P-hodnoty: 0, 240, 480, 720, 960, 1200, 1440, 1680, 1920, 2160, 2400, 2640, 2880, 3120, 3360, 3600, 3840 a 4080. Ukázka prvního obrazu a pak každého druhého je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: Obrazy dle TG18 pro kontrolu zobrazení dle GSDF křivky

Nejprve se změří maximální L_max a minimální L_min kalibrovaná luminance. Nechť je L_max = 0,98 cd/m^2 a L_min = 535,2 cd/m^2 (reálné hodnoty odpovídající jednomu z našich displejů). Tomu dle vztahu (1) z předešlého příspěvku odpovídají hodnoty JND indexů JND_min = 70,67 a JND_max = 716,10. Pak JND_tot = 716,10 – 70,67 = 645,43. Nyní si stanovíme vztah mezi JND indexy a P-hodnotami pomocí JND_ave:

Pomocí vztahu (3) opět z předešlého příspěvku, který ale pro úplnost uvádím i níže, dopočítáme hodnoty JND indexů pro všech zbývajících 16 P-hodnot (první a poslední již máme).

Vztah (3) z předešlého příspěvku:

Pro jednotlivé P-hodnoty dostáváme následující hodnoty JND indexů:
Pro P = 0: JND_P(0) = 70,67 + 0*0,158 = 70,67
Pro P = 240: JND_P(240) = 70,67 + 240*0,158 = 108,59
Pro P = 480: JND_P(480) = 70,67 + 480*0,158 = 550,83
Pro P = 720: JND_P(720) = 70,67 + 720*0,158 = 184,43
…
Pro P = 4080: JND_P(4080) = 70,67 + 4080*0,158 = 715,31

Máme tedy hodnoty všech 18 JND indexů, ke kterým ze vztahu (2) opět z předešlého příspěvku dopočítáme luminanci L z GSDF křivky. Hodnoty jsou následující (tučně zvýrazněné luminance jsou změřené luminance):

Dále změříme luminanci pro každý z 18 obrazů fotometrickou sondou. Změřené hodnoty luminance jsou následující:

Porovnáme-li hodnoty změřené luminance a dopočítané luminance z GSDF křivky ze dvou předešlých tabulek, musí pro splnění požadavků platit, že hodnoty pro tentýž bod křivky se od sebe liší pouze v rámci tolerance, tj. pro primární diagnostické monitory se mohou od sebe lišit maximálně o ±10 %. Liší-li se více, pak je potřeba displej překalibrovat, protože nevyhovuje GSDF křivce. Ukázka GSDF křivky s dopočítanými luminancemi včetně křivek tolerance ±10 %, ale také ±20 % jsou uvedeny na obr. 3. Jsou zde uvedeny také hodnoty změřené luminance.

Obr. 3: Změřené luminance a GSDF křivka s tolerancemi

Pro testování se však nepoužívá přímo porovnání jednotlivých měřených bodů s GSDF křivkou (tak jak je na obr. 3), protože splnění či nesplnění tolerance je hůře viditelné, ale pro zjednodušení se stanoví relativní změna d = dL/L luminance v daném intervalu (vždy pro dva sousední body) z následujícího vztahu (1):

kde L_k je luminance pro P-hodnotu k, L_k+q je luminance pro P-hodnotu k+q. Ke křivce GSDF jsou dopočítány tolerance ±10 %, případně ±20 %, a z graficky vynesených bodů je pak ihned zřejmé, je-li luminance bodu v toleranci či nikoliv. Hodnoty dL/L stanovené z GSDF křivky včetně tolerance ±10 % a ±20 % a hodnoty dL/L ze změřené luminance jsou uvedeny na obr. 4.

Obr. 4: Hodnoty dL/L z GSDF křivky včetně tolerancí a hodnoty ze změřené luminance

Ukázka displeje nevyhovujícího GSDF křivce ani v rámci tolerance je uvedena na obr. 5. Jednalo se o běžný kancelářský displej.

Obr. 5: Ukázka hodnot displeje nevyhovujícího GSDF křivce

Většina displejů, i běžných kancelářských, splní požadavky GSDF křivky v nějaké její části, většinou prostřední, avšak nesplní požadavky v krajních částech, tj. v oblasti velmi tmavých a velmi světlých stupňů šedi. To je také případ displeje na obr. 5. A to je právě to, v čem se odlišují diagnostické displeje od ostatních displejů.

Subjektivní kontrast vnímaný lidským okem v tmavé části GSDF křivky je velmi ovlivněn okolní luminancí. Na obr. 6 jsou uvedeny křivky změřené při různé okolní luminanci. Okolní luminanci ovlivňuje mnoho věcí, samozřejmě okolní osvětlení, ale např. také výmalba místnosti (bílá vs. černá), zda má lékař bílý plášť. V USA je na některých pracovištích dokonce zakázáno, aby lékař vstupoval do popisovny v bílém plášti a stěny popisoven jsou natřeny černou barvou. Report AAPM TG270 doporučuje, aby při kalibraci displeje byla zohledněna okolní luminance, přičemž by mělo platit, že okolní luminance nebude vyšší než 1/4 minimální kalibrované luminance L_min. S vyšší okolní luminancí se samozřejmě předpokládá, že bude vyšší minimální kalibrovaná luminance L_min. V případě, že nebude při kalibraci brána v potaz okolní luminance, se může stát, že vizuální sytém člověka nerozpozná kontrast na úrovni tmavých odstínů šedi a může tak dojít k přehlédnutí patologie.

Obr. 6: Vliv okolní luminance na subjektivní kontrast vnímaný okem [8]

Použitá literatura
[1] Pianykh OS. Digital Imaging and Communications in Medicine (DICOM). Springer, 2012.
[2] Fetterly KA, Blume HR, Flynn MJ, et al. Introduction to grayscale calibration and related aspects of medical imaging grade liquid crystal displays. Journal of Digital Imaging, 2008; 21(2): 193-207.
[3] http://dicom.nema.org/medical/dicom/current/output/pdf/part14.pdf
[4] https://siim.org/page/displays_chapter3
[5] http://www.otpedia.com/entryDetails.cfm?id=226
[6] http://fyzika.jreichl.com/main.article/view/535-fotometricke-veliciny
[7] https://en.wikipedia.org/wiki/Luminance
[8] https://www.aapm.org/pubs/reports/RPT_270.pdf
[9] Silosky MS, Marsh RM. Performance characteristics and quality assurance considerations for displays used in interventional radiology and cardiac catheterization facilities. J Appl Clin Med Phys 2018; 19(5): 708-717

V předešlém příspěvku jsme si řekli o GSDF křivce, která je založena na percepční linearizaci. GSDF křivka byla stanovena na základě Bartenova modelu, který simuluje vizuální systém člověka, přičemž cílem bylo, aby pozorovatel vnímal obraz na každém displeji podobně, bez ohledu na luminanci daného displeje. Při modelování vizuálního systému člověka byl pro různé stupně šedi zjišťován minimální rozdíl v luminanci objektu a okolí, který pozorovatel již zaznamená nebo rozpozná. Pro tento rozdíl v luminanci byla zavedena veličina JND – Just Noticeable Difference. Definice JND dle DICOM NEMA Standardu (str. 17) je následující: „The luminance difference of a given target under given viewing conditions that the average human observer can just perceive.“

GSDF křivka popisuje závislost luminance L, se kterou se zobrazí určitá hodnota JND indexu j, na dané hodnotě JND indexu j. Znázornění GSDF křivky odvozené z Bartenova modelu je uvedeno na obr. 1.

Obr. 1: GSDF křivka odvozená z Bartenova modelu [3]

Zjednodušeně se dá říct, že GSDF křivka vyjadřuje změnu v luminanci na určité úrovni luminance, která odpovídá změně JND indexu j o hodnotu 1. Hodnotu JND indexu j z luminance L lze dopočítat dosazením do následujícího vztahu (1):

Pro opačný výpočet, tedy luminance L z JND indexu j, lze použít následující vztah (2):

Hodnoty JND indexu j a odpovídající luminance jsou tabulovány v dokumentu DICOM NEMA Standard (kdyby někdo preferoval vyhledání v tabulce proti výpočtu ze vztahů (1) nebo (2)), ukázka malé části tabulky je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: Část tabulky pro převod JND indexu na luminanci a opačně [3]

Kalibrace displeje
Při kalibraci displeje je nutné nejprve převést vstupní hodnoty signálu, tzv. P-hodnoty (někdy označované také jako digital driving levels, DDL) rtg obrazu na hodnoty JND indexů a těm přiřadit určitou luminanci tak, aby průběh této křivky odpovídal GSDF křivce. Takže jde v podstatě o přizpůsobení GSDF křivky bitové hloubce obrazu a maximální a minimální kalibrované luminanci displeje.

Mějme maximální L_max = 200 cd/m^2 a minimální L_min = 0,50 cd/m^2 kalibrovanou luminanci, tak jak jsme si ji popsali v předešlém příspěvku. Těmto hodnotám podle vztahu (1) uvedeného výše dopočítáme hodnotu JND indexu. Tedy dostáváme JND_max = 572,2 a JND_min = 46,6. Pak JND_tot neboli celkový počet JND, které můžeme při těchto luminancích zobrazit, je roven JND_tot = 572,2 – 46,6 = 525,6.

Většina displejů pracuje s hloubkou 8 bitů = 256 stupňů šedi neboli 256 P-hodnot (DDL hodnot), čemuž odpovídají P-hodnoty 0 až 255. Celý interval luminancí, pro náš příklad luminance v rozsahu 46,6 až 572,2, rozdělíme na 255 menších intervalů tak (255 proto, protože poslední bod s hodnotou 255 už nemá pokračující křivku za sebou, je to poslední bod křivky), aby vždycky rozdíl v luminanci v rámci jednoho intervalu znamenal konstantní změnu JND indexu j. Takže dostáváme průměrný počet JND indexů JND_ave na jeden interval P-hodnoty. Pro náš případ JND_ave = 525,6 / (256-1) = 525,6 / 255 = 2,06. Takže na jednu P-hodnotu připadají cca dvě hodnoty JND indexu. Hodnotu JND_P pro vstupní P-hodnotu pak vypočítáme ze vztahu (3):

Podíváme-li se na tvar vztahu (3), je zřejmé, že závislost mezi P-hodnotami a příslušnými JND indexy je lineární.

Konkrétně pak platí:
Pro P = 0: JND_P(0) = 46,6 + 0*2,06 = 46,60
Pro P = 1: JND_P(1) = 46,6 + 1*2,06 = 48,66
Pro P = 2: JND_P(2) = 46,6 + 2*2,06 = 50,72
…
Pro P = 255: JND_(P(255) = 46,6 + 255*2,06 = 571,6

Tím jsme přiřadili každé P-hodnotě jednu konkrétní hodnotu JND indexu. Ze vztahu (2) dopočítáme každé hodnotě JND indexu příslušnou hodnotu luminance:
L(JND = 46,6 (P=0)) = 0,50 cd/m^2
L(JND = 48,66 (P=1)) = 0,53 cd/m^2
L(JND = 50,72 (P=2)) = 0,57 cd/m^2
…
L(JND = 571,6 (P=255)) = 199,3 cd/m^2

Takže jsme nakonec přiřadili každé P-hodnotě jednu konkrétní hodnotu luminance L(JND(P)).

Kalibrovaný displej musí pracovat tak, že každý vstupní signál neboli P-hodnotu zobrazí s odpovídající luminancí L, která vyplývá z GSDF křivky. Při kalibraci se akceptuje tolerance ±10 % od GSDF křivky pro primární diagnostické displeje a ±20 % pro ostatní medicínské displeje (např. v ovladovně). Liší-li se změřená luminance L(P) pro P-hodnotu od GSDF křivky o více než je povolená tolerance, pak displej nesplňuje požadavky na kalibraci podle GSDF křivky a je potřeba ho překalibrovat.

GSDF křivku je možné použít pro kalibraci displejů, ale také pro hodnocení vlastností kalibrovaného i nekalibrovaného displeje. Taková ukázka je uvedena na obr. 3.

Obr. 3: Ukázka závislosti luminance na DDL (P-hodnotě) pro kalibrovaný a nekalibrovaný displej [2]

Z obr. 3 je zřejmé, že obraz nekalibrovaného displeje bude trpět nedostatečnou kvalitou u nízkých hodnot (odstíny černé) a také u vysokých hodnot. Pro úplnost ještě uvádím graf (obr. 4) závislosti JND na DDL (P-hodnotách) pro tytéž displeje jako na obr. 3. Pro kalibrovaný displej je závislost lineární (jak ostatně vyplynulo již ze vztahu (3) výše), pro nekalibrovaný nikoliv.

Obr. 4: Závislost JND na DDL (P-hodnotě) [2]

Použitá literatura
[1] Pianykh OS. Digital Imaging and Communications in Medicine (DICOM). Springer, 2012.
[2] Fetterly KA, Blume HR, Flynn MJ, et al. Introduction to grayscale calibration and related aspects of medical imaging grade liquid crystal displays. Journal of Digital Imaging, 2008; 21(2): 193-207.
[3] http://dicom.nema.org/medical/dicom/current/output/pdf/part14.pdf
[4] https://siim.org/page/displays_chapter3
[5] http://www.otpedia.com/entryDetails.cfm?id=226
[6] http://fyzika.jreichl.com/main.article/view/535-fotometricke-veliciny
[7] https://en.wikipedia.org/wiki/Luminance
[8] https://www.aapm.org/pubs/reports/RPT_270.pdf
[9] Silosky MS, Marsh RM. Performance characteristics and quality assurance considerations for displays used in interventional radiology and cardiac catheterization facilities. J Appl Clin Med Phys 2018; 19(5): 708-717

Mějme CT obraz s hloubkou 10 bitů, tj. 2^10 = 1024 stupňů šedi. V případě, že budeme mít obraz v původním DICOM formátu, všechny tyto stupně šedi můžeme současně zobrazit na displeji s vhodnými vlastnostmi a s použitím vhodného softwaru. Ale jakmile tento obraz převedeme do formátu BMP nebo JPEG, které podporují pouze 256 stupňů šedi (hloubka 8 bitů), ztrácíme tím onu „hloubku“ obrazu (stupně šedi). Je-li obraz převeden z hloubky 10 bitů na 8 bitů, cesta zpět na 10 bitů není možná. To je důvod, proč se v radiologii vždy preferuje původní formát dat (DICOM) nad všemi jinými.

Mějme tedy onen zmíněný CT obraz s 1024 stupni šedi. Na běžném kancelářském displeji určitě rozeznáme některé druhy tkání, např. kost, játra, mozek. I běžný displej dokáže převést 1024 stupňů šedi na těch 256, které dokáže zobrazit, viz obr. 1 vlevo. Ale nedokáže zobrazit všech 1024 stupňů šedi najednou, jako to dokáže diagnostický displej. Nicméně je možné použít windowing a levelling a mezi těmi 1024 stupni šedi postupně přecházet, viz obr. 1 uprostřed a vpravo.

Obr. 1: Zobrazení s rozsahem 256 stupňů šedi (vlevo) a s rozsahem pro plicní okno (uprostřed) a měkkotkáňové okno (vpravo) [1]

S tím, co jsme si řekli výše, je jasné, že velmi podstatné pro optimální kvalitu zobrazení všech stupňů šedi je to, jaké vlastnosti má displej. Nejdůležitějšími vlastnostmi je luminance a poměr kontrastu.

Jas (anglicky označováno „luminance“), zjednodušeně řečeno, kvantifikuje množství světla, které dokáže vyprodukovat displej. Přesněji, jas je fotometrická veličina, která kvantifikuje intenzitu svítivosti na jednotku plochy v daném směru. Popisuje množství světla, které projde, nebo je emitováno, nebo je difúzně odraženo z určité oblasti v určitém úhlu. Jednotkou jasu je cd/m^2 (kandela na metr čtvereční). Český název je jas, ale budu nadále používat termín luminance.

Na displeji nastavená maximální luminance L_max neboli maximální kalibrovaná luminance je většinou nižší než maximální luminance, kterou displej dovede zobrazit. Některé displeje dokážou zobrazit luminanci až 4000 cd/m^2, což je pro oko naprosto nesnesitelný jas (svítí až příliš), proto se nastavuje kalibrovaná luminance podstatně nižší. Druhý důvod pro nižší luminanci je ten, že při vyšší luminanci se displej dříve vysvítí, takže postupem času se stárnutím displeje luminance snižuje. Tedy nižší hodnota maximální kalibrované luminance vede k delší životnosti displeje. Naopak minimální nastavená luminance neboli minimální kalibrovaná luminance je o něco vyšší, než je minimální luminance, kterou dovede zobrazit displej.

Poměr maximální a minimální luminance, kterou dovede displej zobrazit, dává poměr kontrastu daného displeje. Maximální luminance displeje dosahuje až hodnot 4000 cd/m^2, minimální luminance i hodnot 0,05 cd/m^2 pro LCD displeje, a dokonce 0,00 cd/m^2 pro OLED displeje. Při těchto hodnotách luminance můžeme získat poměr kontrastu i v hodnotách několik tisíc, avšak to není žádoucí.

Obvykle platí, že poměr maximální kalibrované luminance L_max a minimální kalibrované luminance L_min displeje by měl odpovídat vizuálnímu systému člověka. Bude-li poměr 600, nebude rozpoznatelný kontrast v tmavé (černé) oblasti. Vysoký poměr maximální a minimální kalibrované luminance je žádoucí v umělecké digitální tvorbě, avšak nikoliv v radiologii. Na druhé straně, bude-li poměr maximální a minimální luminance nízký, např. 250 a méně, bude se obraz jevit jako nekontrastní, jako by byl vymytý. Dobrý kompromis pro radiodiagnostiku je hodnota mezi 300 a 400, ideálně 350. Budeme-li mít displej s maximální kalibrovanou luminancí 525 a s minimální kalibrovanou luminancí 1,5, bude poměr kontrastu 525/1,5 = 350, což je právě akorát. Avšak hodnoty mohou být klidně posunuty k vyšším nebo nižším hodnotám, např. v závislosti na okolním osvětlení.

Z výše uvedeného lze logicky usoudit, že dostatečná luminance a dostatečně vysoký poměr kontrastu displeje (ale ne zase příliš vysoký) umožňují kvalitnější zobrazení, což znamená kvalitnější interpretaci rtg obrazu z pohledu radiodiagnostiky. Avšak s tím souvisí i správné zobrazení různých stupňů šedi – od černé až po bílou. Pro kvantifikaci byla zavedena tzv. Grayscale Standard Display Function (GSDF). GSDF byla vyvinuta pro objektivní kvantitativní hodnocení zobrazení z hlediska luminance jednotlivých stupňů šedi za cílem zajistit konzistenci zobrazení na různých displejích. Důvodem je to, aby se určitá patologie zobrazila na všech displejích podobně, tj. aby se nestalo, že na některém displeji nebude patologie viditelná, protože se tam stupně šedi zobrazují odlišně. Diagnostické displeje (myšleno displeje určené pro primární diagnostiku) musí být kalibrovány tak, aby se luminance určitých stupňů šedi lišila od očekávané luminance (neboli od GSDF křivky) maximálně v rámci povolené tolerance. Liší-li se více, je potřeba displej překalibrovat.

Člověk by očekával, že GSDF bude lineární, tj. luminance pro daný signál bude lineárně rostoucí s rostoucí hodnotou signálu. Avšak není tomu tak, protože vizuální systém člověka (oko+mozek) nepracuje lineárně. Lidský vizuální systém je mnohem méně citlivý v oblasti černé než v oblasti bílé. To jde vidět na obr. 1 (plnou čarou), kde je znázorněna prahová hodnota kontrastu v závislosti na luminanci.

Obr. 1: Závislost prahové hodnoty kontrastu na luminanci [3]

Z obr. 1 je zřejmé, že pro nižší hodnoty luminance musí být kontrast (rozdíl signálu objektu a pozadí) vyšší, abychom ho okem rozpoznali. Podstatou GSDF křivky je tzv. percepční linearizace neboli přizpůsobení změny luminance našemu vizuálnímu systému.

Zjednodušeně se percepční linearizace dá vysvětlit následovně. Mějme stupně šedi v rozsahu 0-255 (odpovídá hloubce 8 bitů), čím nižší hodnota, tím černější (0 je úplně černá), čím vyšší hodnota, tím bílejší (255 je úplně bílá). Vezmeme-li hodnotu signálu 1, 2, 3 a 4 (stupně černé), kdy je mezi sousedními hodnotami absolutní rozdíl roven 1 (2-1=1, 3-2=1, 4-3=1), tak náš vizuální systém to nebude vnímat podobně jako absolutní rozdíl 1 na úrovni bílé, např. pro hodnoty 252, 253, 254 a 255 (253-252=1, 254-253=1 atd.). Jednoduše proto, protože náš vizuální systém není na odstíny černé tak citlivý. Kalibrace na GSDF křivku ale převádí luminanci na kalibrovaném displeji tak, aby náš vizuální systém vnímal rozdíly v luminanci lineárně. To, jak vnímáme rozdíl mezi sousedními stupni šedi, neboli zobrazený kontrast, samozřejmě závisí také právě na onom displeji.

Více o tom, jak byla stanovena GSDF křivka a jak se provádí kalibrace displeje, si řekneme v následujícím článku.

Použitá literatura
[1] Pianykh OS. Digital Imaging and Communications in Medicine (DICOM). Springer, 2012.
[2] Fetterly KA, Blume HR, Flynn MJ, et al. Introduction to grayscale calibration and related aspects of medical imaging grade liquid crystal displays. Journal of Digital Imaging, 2008; 21(2): 193-207.
[3] http://dicom.nema.org/medical/dicom/current/output/pdf/part14.pdf
[4] https://siim.org/page/displays_chapter3
[5] http://www.otpedia.com/entryDetails.cfm?id=226
[6] http://fyzika.jreichl.com/main.article/view/535-fotometricke-veliciny
[7] https://en.wikipedia.org/wiki/Luminance
[8] https://www.aapm.org/pubs/reports/RPT_270.pdf
[9] Silosky MS, Marsh RM. Performance characteristics and quality assurance considerations for displays used in interventional radiology and cardiac catheterization facilities. J Appl Clin Med Phys 2018; 19(5): 708-717

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

V tomto pokračování příspěvků o optimalizaci na CT se podíváme blíže na CT vyšetření u pediatrických pacientů. Jak je již známo, děti a mladiství jsou citlivější na ozáření a také mají delší očekávanou dobu života před sebou, tedy i delší dobu, po kterou se mohou projevit účinky ozáření. U pediatrické populace je navíc velkým úskalím i stavba těla z hlediska zastoupení tuku, svalů a kostí, a navíc je stavba těla různá v závislosti na věku dítěte. Takže dítě není jen malý dospělí, ale liší se i stavbou těla. Proto jsou v některých centrech vyšetřovací CT protokoly nastaveny v závislosti na věku a velikosti dítěte. Nicméně nastavení různých protokolů může být pro některá centra velmi obtížné, protože neexistuje žádná standardizace. Jak ukázala studie [1], do které se zapojilo 40 zemí, tak více než polovina pracovišť spoléhá na protokoly přednastavené výrobcem. Standardně se jedná o protokoly nastavené v závislosti na věku, avšak nezohledňují konkrétní velikost dítěte.

Již se začaly objevovat studie, které provádějí optimalizaci vyšetřovacích CT protokolů nejen v závislosti na věku, ale i na velikosti dítěte, v některých případech dokonce i na stavu dítěte. Díky tomuto přístupu je pak možné získat CT obrazy dostatečné kvality za nízkých dávek záření. Optimalizace pediatrických vyšetřovacích CT protokolů by měla probíhat ve spolupráci radiologů, radiologických asistentů a taktéž radiologických fyziků. [2]

Prvním pravidlem umožňujícím na CT snížení dávek u dětí je použití nižší hodnoty napětí. Tím dojde k významnému zlepšení kontrastu, sice za cenu vyššího šumu, avšak kvalita obrazu vyjádřená poměrem kontrastu a šumu odpovídá požadované hodnotě. V případě, že je v CT obraze příliš mnoho šumu, doporučuje se zvednout hodnotu anodového proudu, resp. požadovanou kvalitu obrazu odpovídajícím parametrem (ref. mAs, index šumu atd.). U nativních CT vyšetření, např. u CT vyšetření plic nebo kostí, je možné použít napětí i 60 kV, avšak u vyšetření s použitím kontrastní látky nemusí být tak nízké napětí vhodné, protože dochází k velkému tvrdnutí rtg svazku a v obraze mohou vznikat četné artefakty. Nižší hodnota napětí by měla být volena primárně použitím nástroje pro automatickou volbu napětí a současně by měla využívat automatickou modulaci proudu (ATCM) [2]. Studie [3] ukázala, že automatická volba napětí umožnila snížení dávek u CT vyšetření hrudníku a břicha pediatrické populace o 27 %, přičemž ke snížení vedlo použití nižší hodnoty napětí u 94 % vyšetřovaných dětí. Použití nižšího napětí však nemusí být vhodné u CT vyšetření mozku, protože lebka může vytvářet artefakty.

Dalším pravidlem u CT vyšetření dětí by mělo být použití iterativní rekonstrukce, která vede ke snížení dávky, protože pro stejnou kvalitu CT obrazu jako s použitím filtrované zpětné projekce je s použitím iterativní rekonstrukce požadovaná nižší dávka, v některých případech je pokles dávky i 50 %.

V některých případech by mohly k optimalizaci vyšetřovacích CT protokolů v pediatrii pomoct diagnostické referenční úrovně (DRÚ), i když nejsou obecně vhodným nástrojem zaručujícím optimalizaci, avšak většinou jsou DRÚ stanoveny ve veličině CTDI_vol a DLP pro určitá věková rozmezí bez ohledu na velikost pacienta a klinickou indikaci. Pak konkrétně hodnota CTDI_vol nedává příliš smysl.

U pediatrických CT protokolů by měl být pro tělo standardně používán malý bow-tie filtr a současně je vhodné, stejně jako u dospělých pacientů, správně centrovat děti v gantry CT skeneru.

U lokalizačního skenu je vhodné použít geometrii s rentgenkou pod stolem, čímž dojde ke snížení dávky na oční čočku a prsní tkáň. Současně délka lokalizačního skenu by měla být nejkratší možná, ale současně dostatečně dlouhá, aby byla zachycena celá anatomická oblast, která se bude vyšetřovat. A taktéž délka vyšetřované oblasti by měla být co nejkratší, ale současně dostatečně dlouhá, aby CT vyšetření poskytlo potřebnou informaci.

Doba trvání skenu by měla být co nejkratší, abychom zabránily pohybovým artefaktům, avšak u CT vyšetření s použitím kontrastní látky je potřeba dbát na to, aby sken nepředběhl kontrastní látku, tedy aby sken neproběhl před tím, než se nasytí potřebné cévy a orgány kontrastní látkou.

V neposlední řadě je potřeba klást důraz na počet provedených fází, čím méně, tím je dávka samozřejmě nižší.

V dřívějších dobách nepříznivě ovlivňoval dávku pacientů i overranging, avšak použitím adaptivní kolimace, případně pre-kolimace, je efekt minimalizován.

Použitá literatura
[1] Vassileva J, Rehani MM, Applegate K, et al. IAEA survey of paediatric computed tomography practice in 40 countries in Asia, Europe, Latin America and Africa: procedures and protocols. Eur Radiol 2013; 23(3): 623-631.
[2] Al Mahrooqi KMS, Ng CKC, Sun Z. Pediatric computed tomography dose optimization strategies: A literature review. Journal of Medical Imaging and Radiation Sciences 2015: 46: 241-249.
[3] Siegel MJ, Hildebolt C, Bradley D. Effects of automated kilovoltage selection technology on contrast-enhanced pediatric CT and CT angiography. Radiology 2013; 289(2): 538-547.

Mezi další součásti zobrazovacího řetězce na CT, které by měly být optimalizovány, patří bezesporu rekonstrukce výsledného obrazu. Konvenční filtry na redukci šumu sice redukují šum, ale současně redukují prostorové rozlišení a kontrast obrazu. Se zavedením iterativní rekonstrukce je možné redukovat šum a současně zachovat kontrast obrazu i prostorové rozlišení. To v praxi umožňuje zlepšit kvalitu obrazu, aniž by došlo ke zvýšení dávky, nebo zachovat kvalitu obrazu při nižší dávce.

Iterativní rekonstrukce se dělí na statistické iterativní rekonstrukce a „úplné“ iterativní rekonstrukce. Mezi statistické iterativní rekonstrukce patří např. ASIR (GE), SAFIRE (Siemens) a iDose (Philips), mezi „úplné“ iterativní rekonstrukce patří např. MBIR (GE) a FIRST (Canon). U této rekonstrukce je ve srovnání se statistickými iterativními rekonstrukcemi navíc modelována optika CT systému. Více si o iterativních rekonstrukcích řekneme v jiném článku.

Výsledná kvalita CT obrazu samozřejmě závisí na konkrétní použité iterativní rekonstrukci a také na „síle“ nebo intenzitě iterativní rekonstrukce. Většinou se síla volí v krocích, např. síla 1 až 5 u SAFIRE nebo 1 až 7 u iDose, nebo v procentech u ASIR. Ukázka iterativní rekonstrukce ASIR s různou sílou je uvedena na obr. 1, pro porovnání je zde uveden také obraz rekonstruovaný filtrovanou zpětnou projekcí (samozřejmostí je stejná dávka pro všechny čtyři obrazy, protože všechny rekonstrukce jsou provedeny na stejných hrubých (raw) datech).

Obr. 1: CT obrazy rekonstruované filtrovanou zpětnou projekcí (nahoře vlevo) a ASIR rekonstrukcí se sílou 30 % (nahoře vpravo), 70 % (dole vlevo) a 100 % (dole vpravo) [1]

Použití iterativní rekonstrukce umožňuje snížení dávek o 30-40 % ve srovnání s filtrovanou zpětnou projekcí. Pro porovnání kvality je na obr. 2 vlevo CT obraz s použitím filtrované zpětné projekce, vpravo je obraz s použitím iterativní rekonstrukce ASIR, ale obrazy se od sebe významně liší dávkou, zde vyjádřenou pomocí CTDI_vol.

Obr. 2: Ukázka CT obrazu s použitím filtrované zpětné projekce (vlevo, CTDI_vol 21,3 mGy) a s použitím iterativní rekonstrukce ASIR (vpravo, CTDI_vol 12,3 mGy) [1]

Z obr. 2 je tedy zřejmé, že iterativní rekonstrukce skutečně umožňuje získat obraz srovnatelné kvality s podstatně nižšími dávkami. Další ukázka různých typů rekonstrukcí je uvedena na obr. 3. Zde je porovnání filtrované zpětné projekce, statistické iterativní rekonstrukce a „plné“ iterativní rekonstrukce. Vhodné je zaměřit se na viditelnost lézí ve slezině znázorněnýcn na obr. 3 dole vpravo bílými šipkami.

Obr. 3: CT obraz rekonstruovaný filtrovanou zpětnou projekcí (nahoře vlevo), ASIR rekonstrukcí se sílou 50 % (nahoře vpravo), ASIR rekonstrukcí se sílou 100 % (dole vlevo) a MBIR rekonstrukcí (dole vpravo) [1]

Jednoznačně se dá z obr. 3 říct, že vzhled CT obrazů rekonstruovaných iterativní rekonstrukcí je jiný, což byla zpočátku používání iterativní rekonstrukce i slova většiny radiologů. Iterativní rekonstrukce mění spektrum šumu obrazů, proto je máme i „jiný“ dojem z obrazu.

Nakonec ještě jedno porovnání na obr. 4 a to obrazy od stejného pacienta, ale získané s různými dávkami a rekonstruované různými rekonstrukcemi. Popis obrazů je v popisu obr. 4. Zde je dobré se soustředit na viditelnost ledvinového kamene, kdy s vyšší dávkou (obrazy nahoře) je při použití ASIR i MBIR rekonstrukce kámen dobře viditelný, zatímco při nižší dávce (obrazy dole) už není s ASIR rekonstrukcí (dole vlevo) kámen jednoznačně viditelný. Zde je tedy vidět, že i samotná dávka ovlivňuje diagnostickou výtěžnost.

Obr. 4: CT obrazy pořízené s CTDI_vol = 3,57 mGy a zrekonstruované ASIR rekonstrukcí (nahoře vlevo) a MBIR rekonstrukcí (nahoře vpravo) a obrazy pořízené s dávkou CTDI_vol = 0,9 mGy zrekonstruované ASIR rekonstrukcí (dole vlevo) a MBIR rekonstrukcí (dole vpravo) [1]

V dnešní době již mají všechny nové CT skenery možnosti iterativní rekonstrukce, ale samozřejmě platí, že čím novější CT skener, tím kvalitnější jsou i výsledné obrazy. U nejmodernějších CT skenerů je iterativní rekonstrukce již pevnou součástí zobrazovacího řetězce, navíc se k tomu v dnešní době přidává i rekonstrukce s použitím umělé inteligence.

Při optimalizaci je potřeba zvolit po dohodě s radiology takovou iterativní rekonstrukci a její sílu, aby byly CT obrazy pro radiology stále dostatečně „důvěryhodné“, takže to není část, která by se dala optimalizovat jednoduše např. při měření na fantomech, ale vyžaduje více času a hlavně spolupráci radiologů.

Použitá literatura
[1] Kaza RK, Platt JF, Goodsitt MM, et al. Emerging techniques for dose optimization in abdominal CT. RadioGraphics 2014; 34: 4-17.

V tomto článku budeme pokračovat v tom, jak souvisí kvalita CT obrazu i s habitem pacienta.

I když máme přednastavenou kvalitu obrazu pomocí indexu šumu, případně referenční kvality obrazu (více v článku „Optimalizace na CT (3)„), tedy získáváme obrazy stejné kvality, není tato kvalita obrazu vnímána u všech pacientů stejně. Příklad je uvedený na obr. 1.

Obr. 1: Axiální CT řezy o stejné tloušťce a stejném indexu šumu 30 pro menšího (vlevo) a většího (vpravo) pacienta [1]

Dva axiální CT řezy na obr. 1 mají stejnou tloušťku řezu, stejný index šumu 30 (tomu odpovídá směrodatná odchylka 16,5 HU v obou obrazech), ale obraz vpravo je vnímán jako kvalitnější. Je to díky přítomnosti intraabdominálnímu tuku. Tuk přítomný u objemnějších pacientů okolo vnitřních orgánů zvyšuje inherentní kontrast, a tím je pro nás i horší kvalita akceptovatelná, na rozdíl od menších pacientů. Z toho vyplývá, že subjektivní kvalita obrazu roste s rostoucím rozměrem pacienta. Avšak platí to pouze do určité míry, jakmile je pacient příliš obézní, kvalita obrazu je opět špatná. Proto i když máme nastavenou určitou kvalitu obrazu, např. pomocí indexu šumu pro pacienty všech velikostí, a akvizice dat probíhá samozřejmě s použitím ATCM, nemusí být všechny získané obrazy ideální kvality. Jako řešení se doporučuje zvýšit kvalitu obrazu (zvýšením ref. mAs nebo snížením indexu šumu) u malých pacientů, tedy mít např. připravené dva až tři vyšetřovací protokoly – pro malé, střední a velké nebo obézní pacienty. Dalším řešením je omezit minimální množství mA, aby hodnota ani u malých pacientů neklesla pod určitou hodnotu. A u velkých nebo obézních pacientů se doporučuje kvalitu obrazu o něco snížit změnou ref. mAs nebo indexu šumu.

Dále je potřeba optimalizovat vyšetřovací protokoly i podle indikace. Existují indikace, u kterých je potřeba vysoká kvalita obrazu, typicky se jedá o hodnocení měkkých tkání, např. při vyšetření jater při podezření na hepatocelulární karcinom, kdy se jedná o hledání nízkokontrastních lézí. Proto je potřeba mít nízký šum, což vyžaduje vyšší dávku záření. Na druhou stranu jsou i indikace, u kterých je postačující horší kvalita obrazu, např. hledání ledvinových kamenů, které jsou obecně vysokokontrastní, lze je tedy najít i v obraze s vyšším šumem. Vyšší šum je akceptovatelný také u CT angiografie, při které se zobrazuje cévní řečiště s použitím kontrastní látky. Opět se tedy jedná o vysokokontrastní zobrazení, nižší kvalita obrazu je akceptovatelná.

V neposlední řadě je u CT optimalizace potřeba zmínit správnou centraci pacienta. O tomto tématu jsem již psala, např. v příspěvku „Vliv centrace pacienta na dávku při CT zobrazení„. Samozřejmě nejde pouze o vliv na dávku, ale i o vliv na kvalitu obrazu.

Kvalitu obrazu lze ovlivnit také volbou napětí. Pro zobrazení měkkých tkání se ideálně volí napětí 120 kV, ale při vysokokontrastních zobrazeních, např. právě CT angiografii, se doporučuje použít klidně nižší hodnotu napětí, např. 80 nebo 100 kV, čímž významně vzroste kontrast obrazu. Je to díky tomu, že při nižší hodnotě napětí se rtg spektrum posune ke K-hraně jódu, a tím vzroste kontrast obrazu. S nižší hodnotou napětí je spojen vyšší šum, avšak ten se stává s lepším kontrastem akceptovatelnější. Ukázka CT obrazů pořízených s nižším a vyšším napětím je na obr. 2. Všimněte si, jak se liší viditelnost stěny střeva (vyznačeno šipkami), při nižším napětí je stěna střeva lépe diferencovatelná.

Obr. 2: Axiální CT řezy pořízené při 80 kV (vlevo) a při 120 kV (vpravo) u pacienta s Crohnovou nemocí  [1]

Nižší hodnotu napětí je vhodné volit u středních a malých pacientů, nikoliv u větších a obéznějších pacientů. U nich vede použití nižšího napětí k horší kvalitě obrazu, rtg svazek neprojde pacientem v dostatečné míře (penetrace rtg svazku je malá), obraz pak má hodně šumu a nemusí být u všech pacientů použitelný pro diagnostické účely. Nápomocná v těchto případech může být iterativní rekonstrukce. Pro těžce obézní pacienty se dokonce doporučuje zvýšit napětí ze 120 kV na 140 kV, případně až 150 kV.

Použitá literatura
[1] Kaza RK, Platt JF, Goodsitt MM, et al. Emerging techniques for dose optimization in abdominal CT. RadioGraphics 2014; 34: 4-17.

Jak bylo uvedeno již v předešlých příspěvcích (Optimalizace na CT (1) a Optimalizace na CT (2)), optimalizace na CT zahrnuje několik faktorů a není to pouze o překročení či nepřekročení diagnostických referenčních úrovních. V dnešním příspěvku si řekneme více o referenční kvalitě obrazu. O té už bylo ve zkratce také něco řečeno v příspěvku Kvalita obrazu na CT.

Moderní CT skenery využívají při skenování automatickou modulaci proudu (Automatic Tube Current Modulation, ATCM) a některé také automatickou volbu napětí. ATCM moduluje dávkový příkon v dlouhé ose pacienta (podélná ATCM) a v axiální rovině pacienta (úhlová ATCM). Avšak základem pro získání dostatečné kvality obrazu na CT je přednastavení požadované kvality obrazu, např. pomocí ref. mAs nebo parametru index šumu. Toto přednastavení probíhá u CT různých výrobců odlišně.

Nejprve si zaveďme onu požadovanou kvalitu obrazu na CT, říkejme tomu „referenční kvalita obrazu“. Referenční kvalita obrazu definuje požadovanou kvalitu obrazu u referenčního pacienta, kterým je dospělý člověk o hmotnosti 80 kg, v pediatrii dítě o hmotnosti 20 kg. CT skener se pak snaží u každého pacienta, i když je odlišný od referenčního pacienta, volit takové expoziční parametry (především hodnotu proudu rentgenky (mA)), aby výsledná kvalita obrazu pro každého pacienta byla stejná nebo co nejvíce podobná oné požadované referenční kvalitě obrazu (definované pro referenčního pacienta). A to bez ohledu na to, jestli jde o pacienta o hmotnosti 50 kg nebo 150 kg. Volba expozičních parametrů probíhá na základě velikosti pacienta a profilu zeslabení, tedy na základě jeho velikosti, tvaru a denzity, které jsou získány primárně z lokalizačního skenu.

Referenční kvalita obrazu by samozřejmě mohla být definována nějakým jiným způsobem, avšak kvantifikace kvality obrazu na skutečných pacientech je odlišná od definice pro různé testovací fantomy. Na těch by samozřejmě bylo možné pomocí různých objektů říct, jaké nízkokontrastní a vysokokontrastní rozlišení je požadováno, avšak u pacientů to možné není.

U CT skenerů značky Siemens se používá pro kvantifikaci kvality obrazu hodnota referenční mAs, zkrácene Ref. mAs. Referenční kvalita obrazu je definována na základě poměru kontrastu a šumu v referenčním pacientovi. Pro referenčního pacienta si CT skener stanoví, jaké parametry skenování musí zvolit pro získání obrazů různých kvalit, např. kvality 30 mAs, 60 mAs, 120 mAs. Tyto hodnoty však neodpovídají reálně použitým hodnotám mAs! Jedná se pouze o definici kvality obrazu. Je-li pak pro konkrétní vyšetřovací protokol požadována kvalita obrazu ref. 60 mAs, pak ať je vyšetřován jakýkoliv pacient, CT skener se vždy snaží v tomto protokolu získat takový obraz, aby odpovídal kvalitě 60 mAs. Čím vyšší je požadovaná referenční kvalita obrazu, tím vyšší je dávka pacientovi. Ale i tak je anodový proud stále modulován pomocí ATCM.

Uveďme si příklad: Mějme požadovanou kvalitu obrazu 60 mAs (definovanou pro referenčního pacienta o hmotnosti 80 kg, jak bylo uvedeno výše). Pro malého pacienta, např. o hmotnosti 50 kg, to znamená, že při samotném CT skenování bude použita průměrná hodnota nižší, např. 35 mAs, pro velkého pacienta, např. o hmotnosti 150 kg, bude při skenování použita průměrná hodnota např. 380 mAs. Ale v obou těchto případech bude kvalita získaného obrazu 60 mAs neboli na ovládací konzoli je nastaveno ref. 60 mAs. Takže zde vidíme, že ref. mAs neodpovídá reálně použité hodnotě mAs, ale skutečně tím definujeme onu požadovanou kvalitu obrazu.

Referenční kvalita obrazu definovaná pomocí ref. mAs je jedním ze způsobů definice kvality obrazu. Druhým způsobem je použití indexu šumu, kterou využívá např. výrobce Philips (konkrétně Noise Index) a Canon (Standard Deviation). Index šumu definuje, jak velký šum v obraze je akceptovatelný. CT skenery s definicí kvality obrazu pomocí indexu šumu se pak snaží modulovat anodový proud na základě lokalizačního skenu tak, aby výsledný obraz měl takovou míru šumu, jakou jsme definovaly pomocí indexu šumu. Čím vyšší je index šumu, tím více šumu je přítomno v obraze, a tím menší dávka je použita. Ukázka dvou CT obrazů s různým indexem šumu je na obr. 1 (soustřeďte se na kontrast a šum v obrazech).

Obr. 1: CT obraz s indexem šumu 35 vlevo (CTDIvol 1,88 mGy) a s indexem šumu 22 vpravo (CTDIvol 4,67 mGy) [1]

Pro výpočet dávky a šumu může být použit následující vzorec, kde Dose_1 a Dose_2 jsou dávky potřebné pro obraz definovaný indexem šumu NI_1 a NI_2:

Z výše uvedeného vztahu vyplývá, že zdvojnásobením indexu šumu, tj. akceptací dvakrát vyšší hodnoty šumu, se sníží dávka pacientovi čtyřikrát. To platí za předpokladu, že nebude skenování omezeno maximální možnou hodnotou anodového proudu (mA).

Kvalita obrazu definovaná indexem šumu souvisí i s rekonstruovanou tloušťkou řezu. Je-li index šumu definovaný pro tloušťku řezu 5 mm, pak pro stejnou hodnotu šumu v řezu o tloušťce 2 mm bude dávka vyšší, pro stejnou hodnotu šumu v řezu o tloušťce 10 mm bude dávka nižší. Takže i samotná přednastavená tloušťka řezu ovlivňuje výslednou dávku pacientovi (tloušťka řezu nastavená prospektivně). Vztah mezi indexem šumu a rekonstruovanou tloušťkou řezu je následující:

kde t_1 a t_2 jsou dvě různé tloušťky rekonstruovaného řezu a NI_1 a NI_2 jsou obrazy s dvěma různými hodnotami šumu. Tedy pro již získaná data (retrospektivně provedené rekonstrukce) znamená větší rekonstruovaná tloušťka řezu menší index šumu. Ukázka dvou CT obrazů s různými rekonstruovanými tloušťkami řezu je na obr. 2.

Obr. 2: CT obrazy s indexem šumu 30 s rekonstruovanou tloušťkou 0,625 mm vlevo a s rekonstruovanou tloušťkou řezu 5 mm vpravo [1]

Použitá literatura
[1] Kaza RK, Platt JF, Goodsitt MM, et al. Emerging techniques for dose optimization in abdominal CT. RadioGraphics 2014; 34: 4-17.