Rtg vyšetření srdce a plic patří mezi nejčastěji prováděná diagnostická vyšetření. Jejich diagnostická výtěžnost velmi závisí na kvalitě získaného rtg obrazu. Rtg obraz příliš nízké kvality může vést k opomenutí nebo přehlédnutí některých patologií, v některých případech může dojít k opakování rtg vyšetření. Tím narůstá radiační zátěž pacientů. Avšak zde je potřeba zdůraznit, že radiační zátěž z rtg vyšetření srdce a plic je velmi, velmi nízká, řádově 0,02-0,10 mSv. Pro lepší představu, jak velká je to dávka: Z přírodního pozadí obdrží každý z nás přibližně 0,007 mSv za den (2,5 mSv/rok). Jedno rtg vyšetření tak představuje srovnatelnou radiační zátěž s ozářením z přírodního pozadí za několik málo dnů.

Při rtg vyšetření srdce a plic je cílem radiologů zhodnotit všechny možné anatomické, případně fyziologické skutečnosti, které jsou v rtg obraze viditelné. Při technickém hodnocení, které provádíme jako radiologičtí fyzici, není cílem popsat, co všechno je v rtg obraze viditelné (to neumíme a ani to není naší pracovní náplní), ale spíše zhodnotit, je-li kvalita rtg obrazu technicky vyhovující.

Kvalita rtg obrazu srdce a plic se hodnotí z několika pohledů. Mezi ty základní patří hodnocení:

• Pozice pacienta (tedy provedené projekce)
• Nádechu pacienta
• Použitého rtg spektra
• Ostrosti obrazu a pohybových artefaktů
• Jiných artefaktů

O každém tomto bodu si řekneme více.

Podívejme na následující obr. 1, kde je rtg vyšetření srdce a plic v PA projekci vestoje u vertigrafu.

Nyní si popíšeme, jak lze kvalitu obrazu hodnotit.

Pozice pacienta
Správná pozice pacienta je jedním ze základních předpokladů pro vznik rtg obrazu srdce a plic dostatečné kvality.

• Ideálně by při expozici měl být pacient vestoje, ve vzpřímené pozici, s lopatkami rozevřenými tak, aby pokud možno co nejméně překrývaly oblast plic.
• Klíční kosti by měly být na rtg obraze umístěny symetricky, obě dvě stejně vzdálené od páteře.
• Trnové výběžky páteře by měly být umístěné uprostřed mezi vnitřními okraji klíčních kostí.
• Trnové výběžky by se měly sumovat přes průdušnici (tracheu).
• Zadopřední (PA) projekce je preferována před předozadní (AP) z důvodu menšího srdečního stínu a lepší viditelnosti plic.

Často se stává, že je projekce zrotovaná, tedy klíční kosti nejsou umístěny symetricky. Dále je častá také sklopená projekce, což se může stát v případě, že je projekce provedená na posteli pacienta a není dodržena kolmost mezi rtg paprskem a rovinou detektoru.

Nádech pacienta
Správný nádech pacienta roztáhne dostatečně plíce, což umožní lépe zobrazit možné patologie.

• Správný rtg obraz srdce a plic zobrazuje alespoň 9-10 posteriorních (zadních) žeber nad bránicí.
• Bránice by měla být na úrovni 6. anteriorního (předního) žebra. Zadní žebra jsou více horizontální, přední jsou více šikmá.
• Nedostatečný nádech může vést k nesprávnému popisu, např. je z obrazu viditelný vyšší denzita plic nebo může být popsána kardiomegalie.
• Při příliš velkém nádechu zůstává bránice spíše ve vodorovné pozice, zatímco ve správném nádechu nabývá zakulacený (jakoby konkávní) tvar.

Použité rtg spektrum
Rtg spektrum ovlviňuje prostupnost rtg svazku pacientem. Dobře zvolený rtg svazek má vhodnou penetraci a umožňuje tak zobrazení plic i mediastina.

• V ideální situaci by měla být za srdečním stínem stěží viditelná také páteř.
• Je-li rtg svazek málo pronikavý (příliš měkké spektrum), může být za měkkou tkání skryta patologie, která nebude zobrazena.
• Je-li rtg svazek příliš pronikavý (příliš tvrdé spektrum), může dojít k opomenutí patologie plic, které se nemusí kvůli vysoké energii spektra zobrazit (při vyšší energii rtg svazku jsou patologie plic nezobrazitelné kvůli příliš malému zeslabení záření).

Ostrost obrazu a pohybové artefakty
Ohraničení plic, kostofrenické úhly a kontury bránice by měly být ostré a jasně viditelné. Pohybové artefakty vedou k rozostření těchto kontur. Pravá bránice bývá o něco výše než levá.

Velikost rtg pole
Při rtg zobrazení plic musí zobrazena celá požadovaná oblast, tj. od plicních hrotů až po kostofrenické úhly, laterálně samozřejmě celé plíce až po žebra.

Jiné artefakty
Jedná se o artefakty spojené s různými odstranitelnými i neodstranitelnými objekty, např. kardiostimulátory, EKG svody, různá monitorovací zařízení. Ale může se jednat také o opomenuté předměty, např. řetízek pod košilí, kostice od podprsenky, vlasy, oděvy.

Nyní se podívejme na následující obrázky a popišme si aspoň něco z výše zmíněného.

Na obr. 2 je zobrazena zadopřední (PA) projekce. Rotaci projekce lze posoudit podle polohy obou klíčních kostí ve vztahu k trnovým výběžkům páteře. Na obr. 2 se nachází trnové výběžky přibližně uprostřed mezi vnitřními okraji klíčních kostí, obraz je bez rotace. Pokud jsou výběžky blíže jedné nebo druhé klíční kosti, pak je projekce zrotovaná. Mírná rotace je však relativně běžná. Na obr. 3 je uveden zrotovaný obraz.

Na obr. 4 je opět o PA projekce. Pacient v tomto případě roztáhnul lopatky dostatečně od sebe, takže jsou téměř mimo pole plic. Na obr. 5 pacient neroztáhnul lopatky dostatečně od sebe, a proto jsou v rtg obraze viditelné.

Nádech pacienta lze hodnotit zobrazením minimálně 9-10 posteriorních – tedy zadních žeber. Jedná se o části žeber, které se jeví jako více horizontální ve srovnání s anteriorní částí žeber. Bránice by měla být na úrovni 6. anteriorního žebra, na obr. 6 je bránice o něco níže.

Použitá literatura
Chest X-ray Anatomy – Tutorial Introduction
Normal Chest X-Ray • LITFL Medical Blog • Labelled Radiology
The Radiology Assistant : Chest
Normal chest x-ray: Anatomy tutorial | Kenhub

V předešlých třech příspěvcích (1, 2, 3) zabývajících se kalibrací diagnostických displejů bylo vysvětleno, jak kalibraci provést a proč je důležitá. Dnes se podíváme na tuto problematiku ještě z pohledu osvětlení v místnosti pro popis rtg vyšetření, tedy popisovny.

Vliv okolního osvětlení v popisovně
Okolní osvětlení je množství světla přítomné v popisovně, které může ovlivnit kvalitu čtení rtg obrazu. Jednak se toto světlo odráží od diagnostického displeje, ale může také oslňovat přímo oči radiologa popisujícího rtg vyšetření. Tím dochází ke ztrátě kontrastu rtg obrazu, který vnímá radiolog na diagnostickém displeji. Ke ztrátě dochází zejména u tmavších odstínů šedi.

Nejprve definice dovu veličin umožňujících kvantifikaci světelných podmínek v popisovně: Okolní osvětlení a okolní jas.

Okolní osvětlení (ambient illuminance, E) popisuje množství dopadajícího světla z okolí/místnosti na plochu samotného displeje. Udává se v jednotkách luxy a měří se lux-metrem. Pro lepší představu následují konkrétní hodnoty okolního osvětlení:

• 0 luxů: Uzavřená místnost bez oken a umělého zdroje světla. Hluboká noc v přírodě bez měsíce a hvězd. Lidské oko nevidí vůbec nic.
• 10-20 luxů: Velmi slabé osvětlení. Typicky noční ulice osvětlená vzdálenými lampami, nebo měsíční úplněk. Odpovídá tlumenému nočnímu světlu na chodbě nebo v ložnici. Na čtení nebo práci takové osvětlení nestačí, ale orientace v prostoru již je možná.
• 20-40 luxů: Tlumené vnitřní osvětlení. Večerní osvětlení v domácnosti, tlumené osvětlení v restauraci. Rozbřesk nebo soumrak venku. Na čtení stále nevhodné, ale na pohyb po místnosti postačující.
• 50 luxů: Běžné domácí nebo kancelářské prostředí, místnost osvětlená zářivkami nebo LED osvětlením, chodby v budovách, supermarkety. Pro čtení i práci dostačující, ale nižší než doporučené hodnoty pro detailní práci.
• 100 luxů: Lepší pracovní osvětlení. Typické pro kanceláře, učebny, chodby v nemocnicích.
• 300 luxů: Pracovní stůl, knihovna.
• 500 luxů: Jemná kancelářská práce, kreslení, čtení drobného textu.
• 1 000 luxů: Ordinace, kuchyně při práci.
• 10 000 luxů: Slunečný den ve stínu.
• 100 000 luxů: Přímé polední slunce.

Okolní jas (ambient luminance, L_amb) popisuje jas prostředí nebo plochy, kterou pozorujeme. V případě displeje se jedná o popis množství světla, které se odráží od displeje. Vyjadřuje se v cd/m². Jedná se tedy o reflexní charakteristiku displeje, která je charakterizována difuzním reflexním koeficientem, který popisuje vztah mezi okolním osvětlením (ambient illuminance) a okolním jasem (ambient luminance).

A nyní konkrétní simulovaná ukázka z klinické praxe:
Mějme dostatečně zatemněnou popisovnu s okolním osvětlením 0 luxů a okolním jasem 0 cd/m².  Nechť je P(0) = DDL(0) = 0,30 cd/m² (jas nejčernejší barvy zobrazené na displeji), P(1) = DDL(1) = 0,35 cd/m² (jas druhé nejčernější barvy zobrazené na displeji). Relativní rozdíl v jasu těchto dvou P-hodnot bude 0,35 cd/m² / 0,30 cd/m² = 1,17 => 17 %.

Nyní uvažme situaci, kdy je okolní osvětlení 100 luxů a okolní jas 0,60 cd/m². Pak P(0) = DDL(0) = 0,30 cd/m² + 0,60 cd/m² =  0,90 cd/m² a P(1) = DDL(1) = 0,35 cd/m² + 0,60 cd/m² = 0,95 cd/m². Relativní rozdíl v jasu těchto dvou P-hodnot bude 0,95 cd/m² / 0,90 cd/m² = 1,06 => 6 %. V případě okolního osvětlení, ale bez kompenzace na toto osvětlení, bude rozdíl v jasu dvou sousedních P-hodnot přibližně 3x menší. Tedy práce v takovém okolním osvětlení je náchylnějším k chybám.

Nastavení diagnostického displeje by proto mělo být uzpůsobeno právě okolnímu osvětlení, aby byla maximalizována kvalita zobrazení. Při větším okolním osvětlení dochází ke ztrátě vnímaného kontrastu rtg obrazu. Situace je podobná jako v případě, když jdeme s mobilním telefonem nebo tabletem ven za jasného dne. Když je displej vystaven slunečnímu svitu, je obtížné na displeji cokoliv vidět, dochází ke ztrátě kontrastu. Ztráta kontrastu je nejkritičtější v tmavých stupních šedi. V klinické praxi to může vést až k přehlédnutí patologie v obraze. Právě uzpůsobení zobrazených stupňů šedi lidskému oku, současně se zahrnutím okolního jasu, je podstatou tzv. DIOCM GSDF kalibrace. Tato kalibrace má za cíl učinit rozdíly v kontrastu sousedních stupňů šedi co nejviditelnějšími. Je-li aplikována správně, pak funguje velmi dobře. Samotná DICOM GSDF kalibrace je však mimo rozsah tohoto příspěvku, avšak dále jsou uvedeny informace vlivu okolního osvětlení na únavu očí.

Požadavky v různých doporučeních
Ačkoliv se v některých starších doporučeních a také národních radiologických standardech (NRS) uvádí, že ideální okolní osvětlení v místnosti určené pro popis digitálních radiogramů by mělo být menší než 20 luxů, není to v současné době nejvhodnější. Ideální podmínky pro čtení radiogramů by měly být následující (nevztahuje se na čtení mamografických vyšetření, ale pouze skiagrafických a CT vyšetření):

• Okolní osvětlení: < 50 luxů, ideálně 20-40 luxů, osvětlení bez oslnění

Osvětlení by mělo být realizováno světelnými zdroji (lampy, jiné okolní displeje) umístěnými tak, aby neprodukovaly nepříjemné odlesky nebo velké světelné kontrasty, které přispívají k únavě očí a způsobují nepohodlí. Tyto odlesky nebo velké světelné kontrasty zhoršují citlivost lidského oka na kontrast, čímž snižují rozeznatelnost blízkých stupňů šedi a zmenšují dynamický rozsah lidského oka.

• Maximální jas diagnostického displeje: ≥ 350 cd/m², ideálně 350-450 cd/m²
• Minimální jas diagnostického displeje: ≤ 1 cd/m², ideálně okolo 0,50 cd/m²
• Poměr maximálního a minimálního jasu: ≥ 250:1 (při dodržení výše uvedených hodnot bude samozřejmě vyšší), nižší hodnota činí viditelnost nízkokontrastních lézí horší
• Diagnostický displej kalibrovaný dle tzv. DICOM GSDF křivky.

Únava očí se kumuluje v čase. Aby se zabránilo únavě očí, doporučuje se zkrácení doby popisu bez přestávky na cca 30 min. Poté by měla následovat krátká přestávka, postačují i desítky sekund. Lze použít pravidlo 20 : 20 : 20 – po každých 20 minutách pohled na objekt vzdálený 20 stop (cca 60 cm) po dobu 20 sekund. Únavu také zhoršuje větší okolní osvětlení, proto právě doporučená hodnota 20-40 luxů.

Nevhodné okolní osvětlení a suboptimální nastavení diagnostického displeje zhoršuje detekovatelnost nízkokontrastních lézí (např. jaterních metastáz na CT, pneumotoraxu na skiagrafickém obrazu), nepříznivě ovlivňuje detekovatelnost malých lézí (např. plicních nodulů na CT), zvyšuje počet falešně negativních nálezů a také prodlužuje čas popisu.

V průběhu popisu je vhodné vyhnout se náhlým a velkým změnám jasu, způsobeným např. pohledem na kancelářský displej při popisu vyšetření v nemocničním informačním systému. Při těchto změnách je velmi dlouhá doba adaptace na menší okolní osvětlení. Adaptace vizuálního systému člověka z denního slunce na zatemněnou popisovnu může dokonce trvat až 15 minut.  

Použitá literatura
[1] Bevins NB, Silosky MS, Badano A, Marsh RM, Flynn MJ, Walz-Flannigan AI. Practical application of AAPM Report 270 in display quality assurance: A report of Task Group 270 [published correction appears in Med Phys. 2021 Mar;48(3):1456. doi: 10.1002/mp.14629.]. Med Phys. 2020;47(9):e920-e928. doi:10.1002/mp.14227
[2] AAPM REPORT NO. 270. https://www.aapm.org/pubs/reports/RPT_270.pdf
[3] https://www.barco.com/en/support/knowledge-base/3872-what-is-ambient-light-compensation-and-why-is-it-so-important
[4] Liukkonen E, Jartti A, Haapea M, et al. Effect of display type and room illuminance in chest radiographs. Eur Radiol. 2016;26(9):3171-3179. doi:10.1007/s00330-015-4150-0

V českém překladu se bohužel tyto veličiny často zaměňují, protože znějí velmi podobně, vlastně stejně, jen mají v názvu přehozená dvě slova. Posuďte sami: Kvantová detekční účinnost (QDE) a Detekční kvantová účinnost (DQE). Nicméně vyjadřují velmi odlišné vlastnosti detektoru.

QDE – Quantum Detection Efficiency, neboli kvantová detekční účinnost, vyjadřuje podíl rtg fotonů detekovaných detektorem a dopadajících na detektor. QDE je definována jako:

• QDE závisí na faktorech, jako je materiál detektoru, jeho tloušťka a energie rtg fotonů. Zjednodušeně jde o to, kolik rtg fotonů se v detektoru absorbuje a neprojdou skrz nedetekovány.
• Vyšší QDE znamená, že se v detektoru absorbuje více rtg fotonů, což snižuje šum způsobenými kvantovými fluktuacemi.
• U spektrálních detektorů pracujících v photon-counting módu, tedy v módu umožňujícím čítat jednotlivé rtg fotony, bývá QDE vyšší než u energii-integrujících detektorů, protože dokáží čítat jednotlivé rtg fotony.

DQE – Detective Quantum Efficiency, neboli detekční kvantová účinnost, je komplexnější metrika pro popis „výkonu“ (performance) detektoru. DQE popisuje, jak efektivně zobrazovací systém převádí dopadající signál na vstupu detektoru na užitečný signál na výstupu, přičemž bere v úvahu i šum. DQE je definována jako:

kde f představuje prostorovou frekvenci. Avšak ozřejmění vzhledem k prostorové frekvenci je poněkud složitější, proto je to uvedeno až na konci tohoto příspěvku.

• Na rozdíl od QDE, DQE zohledňuje šum a prostorovou frekvenci, tedy i prostorové rozlišení.
• Detektor může mít vysokou QDE, ale nízké DQE, pokud do obrazu přidává příliš mnoho šumu nebo rozmazání.
• Vyšší DQE znamená lepší kvalitu obrazu při nižší dávce záření.
• U spektrálních detektorů pracujících v photon-counting módu, tedy v módu umožňujícím čítat jednotlivé rtg fotony, bývá DQE vyšší než u energii-integrujících detektorů, protože dokáží eliminovat elektronický šum a umožňují energetickou diskriminaci.

Klíčové rozdíly jsou shrnuty v následující tabulce.

Zjednodušeně řečeno, QDE udává podíl detekovaných rtg fotonů vzhledem k dopadajícím, zatímco DQE udává, jak efektivně přispívají detekované rtg fotony k tvorbě rtg obrazu.

Závislosti DQE na prostorové frekvenci f

Závislost DQE na prostorové frekvenci f je zásadní pro pochopení toho, jak kvalitně dokáže detektor zobrazit detaily v závislosti na jejich velikosti neboli prostorové frekvenci f. DQE není jedna konstantní hodnota, ale liší se v závislosti na prostorové frekvenci f.

• Nízká prostorová frekvence f odpovídá velkým strukturám, detailům v obraze.
• Vysoká prostorová frekvence f odpovídá drobným strukturám, tedy drobnějším detailům, a ostrým hranám v obraze.

Prostorová frekvence f se vyjadřuje v cyklech na jednotku délky, např. 5 cyklů/cm nebo 2 lp/mm.

Schopnost detektoru zobrazit jednak objekty s nízkou prostorovou frekvencí, ale současně s vysokou prostorovou frekvencí je vyjádřena pomocí DQE systému.

Typické chování detektoru je takové, že při nízkých frekvencích f je DQE vyšší, protože detektor dokáže zachytit větší objekty a zobrazit je s dobrým kontrastem. Tyto větší objekty nejsou příliš ovlivněny šumem.

Naopak pro vyšší frekvence f je DQE nižší, uplatňuje se rozmazání detektoru, zejména při zobrazení extrémně drobných struktur, a současně šum má podstatně větší vliv. To je dáno také tím, že samotný šum je složka s vysokým prostorovým rozlišením. Proto je při vyšších frekvencích f redukován poměr signálu a šumu.

A právě kvalitní detektor dokáže zachovat dobrou DQE při nízkých i vysokých frekvencích f.

A na závěr ještě krátký test.

Rekurzivní filtrace je post-processingová úprava obrazu, přičemž nově vznikající obraz vzniká průměrováním aktuálně pořízeného obrazu a předešlých obrazů. Cílem rekurzivní filtrace je snížit množství šumu v obraze, zejméne ve skiaskopickém obraze, který trpí šumem více než akvizice.

Nevýhodou rekurzivní filtrace je, že tímto průměrováním s předešlými obrazy dochází ke zhoršení časového rozlišení, dochází k tzv. lagování, neboli v nově vzniklém obraze jsou viditelné pozůstatky předešlých obrazů. Více o rekurzivní filtraci se dozvíte v následujícím videu.

Při provádění intervenčních výkonů je jedním ze základních pilířů radiační ochrany použití osobních ochranných pomůcek, společně se stropním a stolním závěsným ochranným stíněním. Hlavním zdrojem ozáření lékaře provádějícího intervenční výkon je samotný pacient, ze kterého se šíří rozptýlené záření všemi směry. Je tedy zásadní, aby lékař věděl, jak efektivně používat stropní závěsné stínění.

O konkrétních pozicích stínění a vlivu na dávku lékaři je pojednáno v dnešním videu, přičemž je zahrnuto i praktické měření na fantomech simulujících malého a velkého pacienta pro skiaskopický i akviziční mód. Mimo jiné je při měřeních společně s ukázkou vlivu pozice stínění zohledněna také pozice detektoru, konkrétně vzdálenost mezi detektorem a pacientem, což má také velký vliv na osobní dávku lékaře.

Některé CT skenery umožňují použití různých hodnot napětí v závislosti na konkrétním nastavení CT skeneru a na velikosti a zeslabení pacienta. Zvolená hodnota napětí je pak použita pro celou konkrétní fázi CT skenu, nejedná se o modulaci napětí ekvivalentní tomu, jako funguje automatická modulace proudu (ATCM). Automatická volba napětí se označuje zkratkou ATVS z anglického Automatic Tube Voltage Selection.

Podobně jako pro ATCM je i pro ATVS lokalizační sken tím nejdůležitějším zdrojem informací o velikosti a zeslabení pacienta. Na základě něho si pak CT skener zvolí nejvhodnější hodnotu napětí, samozřejmě také proudu, aby byla získána požadovaná kvalita obrazu při co nejnižší dávce pacientovi. Bere se v potaz také požadovaná kvalita obrazu a typ fáze, tj. jde-li o nativní fázi nebo o fázi s podáním kontrastní látky. Všechny akviziční parametry jsou samozřejmě voleny s ohledem na výkon CT skeneru a na délku a zeslabení pacienta ve skenovaném objemu. Detailnější popis je ve videu.

Při náběru dat, konkrétně profilů zeslabení, při CT zobrazení se standardně využívá automatická modulace proudu (ATCM). Ta kontinuálně mění proud, a tedy i dávku pro nabíranou projekci, v závislosti na zeslabení a velikosti pacienta. Cílem automatické modulace proudu je získání konzistentní kvality obrazu v různých anatomických oblastech pacienta, a současně napříč vyšetřovanými pacienty, pro daný vyšetřovací protokol.

Vstupní informaci o zeslabení pacienta získává ATCM z lokalizačního skenu, proto je opět velmi důlěžitá správná centrace pacienta. Lokalizační sken je pro automatiku na CT nejdůležitějším zdrojem informací o velikosti a zeslabení pacienta. Řídí se jím jak automatická modulace proudu, tak také automatická volba napětí, o které bude pojednáno v následujícím příspěvku.

O správné centraci pacienta pojednávají i některé z předešlých příspěvků, např. Správná centrace pacienta při CT vyšetření.

Správná centrace pacienta je jedním ze základních faktorů, které ovlivňují kvalitu CT obrazu a současně dávku pacientovi. V některých případech může dojít při špatné centrace pacienta v CT gantry ke zvýšení dávky i o 60 %, to je situace, kdy je pacient umístěn blíže k rentgence, než je izocentrum CT gantry. Při špatné centrace v opačném směru, tedy v situaci, kdy je pacient umístěn dále od rentgenky, jeví se na lokalizačním skonu menší, než v reálu je, a CT skener volí nižší dávku. Tím dochází ke vzniku CT obrazů, které jsou zašuměné. Při špatné centraci pacienta nefunguje správně ani bow-tie filtr.

V současné době již neexistuje důvod, proč používat ochranní stínění pacientů přímo v rentgenovém svazku, typicky ochranné stínění gonád (pohlavních žláz, tedy vaječníků a varlat) při vyšetření pánve, a popravdě ani mimo něho. V předešlých letech došlo ke spoustě změn, které mluví již proti použití ochranného stínění. Jednak jsou použité dávky podstatně nižší než kdysi, citlivost pohlavních žláz na ozáření není tak velká, jak se kdysi myslelo, ale současně máme také kvalitnější zobrazovací techniku vybavenou expoziční automatikou. Ta reaguje na použití ochranného stínění stejně, jako kdyby šlo o vyšetření většího pacienta, a tedy zvýší dávku. Detailněji jsou všechny tyto důvody vysvětleny ve videu, společně s limitacemi, které jsou spojeny s použitím ochranného stínění při CT vyšetřeních.

Ještě krátký slovník pojmů:
Gonády jsou pohlavní žlázy, tedy vaječníky a varlata.
AEC je expoziční automatika, tj. systém, které reguluje dávku při rtg vyšetření tak, aby bez ohledu na velikost pacienta byla na detektoru za pacientem požadovaná dávka. Když je pacient hubenější, AEC sníží dávku (konkrétně zkrátí expoziční čas), ale na detektor dopadne ta požadovaná dávka. Když je pacient větší, tedy i více zeslabující, AEC zvýší dávku, tedy prodlouží čas expozice, na detektor opět musí dopadnout stejná dávka, jako v případě hubenějšího pacienta.

Více používaných zkratek si můžete přečíst ve slovníku.

V předešlém příspěvku byl nastíněn přínos photon-counting detektorů (PCD), což je zejména odlišení rtg fotonů různých energií a jejich rozdělení do energetických binů pro lepší charakterizaci materiálu. Tento článek se zabývá prostorovým rozlišením PCD a samozřejmě i běžných energii-integrujících detektorů (EID).

Prostorové rozlišení

Mějme dva typy materiálu detektoru – polovodičový a scintilační. Nechť oba dva fungují v módu, kdy dokáží odlišit fotony různých energií, tedy v photon-counting módu (lze to i u scintilačních, ale kvůli nevýhodám se scintilační detektory v photon-counting módu na CT nepoužívají). Po dopadu rtg fotonu do materiálu detektoru dochází k interakci. Při interakci v materiálu detektoru by mělo dojít k absorpci fotonu přesně v místě interakce, ale bohužel dochází někdy také k rozptylu fotonu (viz obr. 1). Místo absorpce rozptýleného fotonu však již nesouvisí nesouvisí s místem interakce původního fotonu. V polovodičovém materiálu (obr. 2 vlevo) je signál zaznamenán v několika pixelech anody (známé pod označením charge-sharing neboli sdílení náboje). Pro scintilační materiál bude kvůli rozptylu scintilačních fotonů signál zaznamenán ještě ve více pixelech fotodiody (obr. 2 vpravo), což vede ke zhoršení prostorového rozlišení.

Obr. 1: Polovodičový materiál (vlevo) a scintilační materiál (vpravo) (převzato z [1])

Obr. 2: Interakce rtg fotonu a vznik signálu v polovodičovém materiálu (vlevo) a ve scintilačním materiálu (vpravo) (převzato z [1])

Odstranění některých detekovaných signálů je možné u detektorů pracujících ve photon-counting módu prahováním neboli použitím určitého energetického prahu, viz obr. 3. To pak znamená, že pouze signály s hodnotou vyšší než je práh jsou použity pro další zpracování. Signály s nižší hodnotou jsou odfiltrovány a tedy nejsou dále použity. V praxi to znamená, že použitím prahování lze získat lepší prostorové rozlišení, což logicky vyplývá již z obr. 3. Bude-li však práh nastavený příliš vysoko, snižuje se tím pak citlivost detektoru, protože je použito pouze velmi málo fotonů pro další zpracování.

Obr. 3: Energetické prahování s filtrací některých signálů pro polovodičový a scintilační materiál (převzato z [1])

Časové rozlišení

Pro detekci jednotlivých rtg fotonů musí být detektor velmi rychlý, aby dokázal jednotlivé fotony mezi sebou odlišit. Např. u 2D angiografie je možné ve photon-counting módu s detektorem s velmi rychlou odezvou odlišit i tok a způsob toku kontrastní látky v cévách, což použitím energii-integrujícího módu nelze. Ukázka je uvedená na obr. 4 pro uměle vytvořené cévní aneuryzma (výduť).

Obr. 4: Odezva detektoru pracujícího v energii-integrujícím módu (vlevo) a ve photon-counting módu (vpravo) (převzato z [1] – horší kvalita obrazu, protože se jedná o záznam z videa)

Typy detektorů

Jak bylo zmíněno již dříve, platí, že jak scintilační (detektor s nepřímou konverzí), tak polovodičový (detektor s přímou konverzí) materiál lze použít ve photon-counting módu neboli módu čítajícím jednotlivé fotony. Logicky je tedy jasné, že i polovodičový detektor je možné použít v energii-integrujícím módu. Ale ne každý polovodičový detektor dokáže pracovat ve photon-counting módu. To, zda lze detektor použít ve photon-counting módu, je dáno rychlostí vyčítání a zpracování signálu detektorem.

Takže přímá a nepřímá konverze je dána materiálem detektoru, ale způsob vyhodnocení, tedy energii-integrující nebo photon-counting mód, je dán způsobem načítání a zpracování signálu.

Grafické znázornění rozdělení detektorů je uvedeno na obr. 5. Photon-counting detektor samozřejmě může být i plynový. Polovodičové PCD používané na některých CT využívají vlastností jak polovodičových detektorů (lepší prostorové rozlišení, vysoká konverzní účinnost), tak také photon-counting detektorů (odstranění šumu, spektrální informace).

Obr. 5: Rozdělení materiálů detektorů (převzato z [1])

Přestože scintilační i plynový detektor mohou pracovat ve photon-counting módu, nejsou u tzv. spektrálních CT využívány. Proč tomu tak je, bude objasněno v dalším příspěvku.

Použitá literatura
[1] Li K. Basic principles of photon-counting CT. Annual Meeting of Radiological Society of North America. 29. 11. 2023, Chicago

Základní součástí CT s photon-counting detektory, které se označuje také jako spektrální CT, je detektor, který dokáže rozeznat a počítat rtg fotony různých energií. Prozatím se u všech výrobců jednalo o polovodičový detektor pracující ve spektrálním módu. Proč to ale je u všech výrobců polovodičový detektor a nevyužívají se např. scintilační detektory? To a spousta dalšího, bude řečeno v tomto a několika dalších příspěvcích, které jsou zaměřené na objasnění principu photon-counting detektorů a v čem jsou tyto detektory výhodné při CT zobrazení [1]. Tímto tématem jsem se zabývala vícekrát již dříve, takže něco bude spíše opakování, ale přidám také další informace.

Proč je dobré odlišit rtg fotony různých energií?

Představme si následující situaci: Chceme si koupit rajčata. V obchodě jsou nabízena rajčata různých velikostí, od velkých nepříliš chutných až po malá cherry rajčata (obr. 1), která jsou často velmi chutná. Právě proto je jejich cena častokrát vyšší než těch velkých. Budeme-li kupovat všechna rajčata dohromady, bude výsledná váha a také chuť podstatně převážena těmi velkými, nepříliš chutnými, rajčaty.

Obr. 1: Velká a malá rajčata dohromady

Řešením by bylo rozdělit tato rajčata podle velikosti na velká a malá rajčata, jak je uvedeno na obr. 2. Tím bychom dostali skupinu těch užitečných neboli chutných rajčat a skupinu těch nepříliš užitečných.

Obr. 2: Rozdělení rajčat na velká (vlevo) a malá (vpravo)

Nyní mějme rtg fotony různých energií. Nechť velká rajčata odpovídají rtg fotonům vyšších energií, malá rajčata rtg fotonům nižších energií. Ze závislosti kontrastu měkkých tkání (definované jako rozdíl v CT číslech dvou tkání), zde měkké tkáně a tuku, na energii rtg fotonů je zřejmé, že čím nižší je energie rtg fotonů, tím lepší je kontrast v CT obraze, resp. obecně v rtg zobrazení. Závislost je znázorněna na obr. 3 společně s odpovídajícím umístěním velkých a malých rajčat.

Obr. 3: Rozdíl v CT číslech neboli kontrast mezi měkkou tkání a tukovou tkání v závislosti na energii (X-Ray Mass Attenuation Coefficients | NIST)

Z obr. 3 je zřejmé, že rtg fotony nižších energií (malá rajčata) jsou pro CT obraz velmi užitečné, protože nesou informaci o kontrastu, zatímco rtg fotony vyšších energií (velká rajčata) informaci o kontrastu nenesou, v obrazu představují neužitečný signál.

Energii-integrující detektor a photon-counting detektor

Mějme klasický energii-integrující detektor (EID), který se standardně na CT využívá. Odezva EID na absorbovaný foton je úměrná energii tohoto fotonu. Čím nižší energii má absorbovaný foton, tím je odezva detektoru nižší a naopak. Grafické znázornění je uvedeno na obr. 4.

Obr. 4: Závislost odezvy EID na energii absorbovaného rtg fotonu (hodnota na ose Y není podstatná, jedná se o tvar závislosti)

To by samo o sobě ještě nebylo nic špatného, avšak při detekci rtg fotonů EID dochází k tomu, že v jednom detekčním elementu jsou absorbovány statisíce až miliony rtg fotonů, avšak integrálně – všechny dohromady. Tedy EID neodkáže rozlišit fotony různých energií, prostě veškerou absorbovanou energii sečte, a to je jeho výsledná odezva. Sečte tak odezvu rtg fotonů nižších energií (naše malá cherry rajčata), ale i vyšších, přičemž samozřejmě energie rtg fotonů vyšších energií převáží energii rtg fotonů nižších energií. Představme si tu situaci, kdy jeden rtg foton o energii 90 keV má stejnou energii jako tři rtg fotony o energii 30 keV, přičemž právě tyto nižší energie nesou informaci o signálu. Výsledná odezva daného detekčního elementu je úměrná celkové absorbované energii, větší vliv tedy mají rtg fotony vyšších energií.

Nezanedbatelný příspěvek k výslednému signálu u EID má také šum, což je signál vznikající v elektronice při jejím zahřívání. To je také jedním z limitujících faktorů pro nízkodávková CT vyšetření, protože jakmile je detekovaný signál v detekčním elementu převážen šumem, vznikající obraz nebude mít dostatečnou diagnostickou kvalitu.

Mějme nyní photon-counting detektor (PCD) neboli detektor umožňující rozlišit jednotlivé rtg fotony různých energií. Odezva PCD nezávisí na energii absorbovaného fotonu, viz obr. 5. Zjednodušeně řečeno, ať je absorbován rtg foton o energii 30 keV nebo 90 keV, PCD dá odezvu „jeden foton“. Takže se použitím PCD dostáváme od integrálního vyhodnocení k vyhodnocení jednotlivých rtg fotonů. Navíc PCD umožňuje zvolit si rozsah energií rtg fotonů, které mají být brány v potaz. Proto může být rovnou zanedbán šum. Obvykle se jedná o rtg fotony o energiích nižších než cca 20 keV [2], které tedy nejsou vůbec uvažovány.

Obr. 5: Odezva PCD v závislosti na energii absorbovaného rtg fotonu (hodnota na ose Y není podstatná, jedná se o tvar závislosti)

Tím, že PCD dokáže odlišit rtg fotony různých energií, nedochází k neúměrnému vážení rtg fotonů nižších energií, jako tomu bylo u EID. Signál rtg fotonů nižších energií se uplatňuje stejně jako signál rtg fotonů vyšších energií, což vede k získání lepšího kontrastu ve vznikajícím obraze ve srovnání s EID. Takže i když bude v některém detekčním elementu detekován stejný počet rtg fotonů jako v jiném, je možné na základě energií rtg fotonů odlišit, o jaký materiál se jedná.

PCD však neposkytuje plnou spektrální informaci, tj. úplné spektrum jako u klasické spektrometrie, ale rozděluje absorbované rtg fotony do energetických košů neboli energetických binů. Většinou jde o dva energetické biny, jeden pro nízkoenergetické fotony, druhý pro vysokoenergetické fotony. Práh mezi nízkoenergetickým a vysokoenergetickým binem se může pro každý mód/CT skener/výrobce lišit, avšak z publikované literatury vyplývá, že pro dva energetické biny se práh pohybuje okolo 60-65 keV. Avšak může jít také o rozdělení do čtyř energetických binů s prahovými hodnotami např. 30, 45, 65 a 90 keV nebo o rozdělení až do osmi energetických binů [3]. Otázkou ale zůstává, jestli tolik energetických binů má ještě smysl. Obvykle se pro diagnostické CT zobrazení doporučuje použití dvou až čtyř energetických binů.

Příští příspěvek bude věnovaný EID a PCD detailněji.

Použitá literatura
[1] Li K. Basic principles of photon-counting CT. Annual Meeting of Radiological Society of North America. 29. 11. 2023, Chicago
[2] Flohr T, Schmidt B. Technical Basics and Clinical Benefits of Photon-Counting CT. Invest Radiol. 2023;58(7):441-450. doi:10.1097/RLI.0000000000000980
[3] Nakamura Y, Higaki T, Kondo S, Kawashita I, Takahashi I, Awai K. An introduction to photon-counting detector CT (PCD CT) for radiologists. Jpn J Radiol. 2023;41(3):266-282. doi:10.1007/s11604-022-01350-6
[4] Taguchi K, Blevis I, Iniewski K. Spectral, Photon Counting Computed Tomography: Technology and Applications. ISBN 9780429486111, CRC Press 2020