Archiv pro rubriku: Radiodiagnostika

Právě vyšla kniha „CT – Průvodce technikou výpočetní tomografie“

Právě vyšla moje druhá kniha CT – Průvodce technikou výpočetní tomografie. Kniha je tentokrát zaměřená pouze na CT a pokrývá vývoj techniky CT zobrazování od počátků, tedy před více než 50 lety, až po dnešní spektrální CT zobrazování. Kniha zahrnuje detailní popis různých způsobů skenování, chování automatik a také vliv samotného CT skeneru a velikosti pacienta na výsledný CT obraz. Knihu je možné zakoupit přímo u nakladatele Grada (CT – Průvodce technikou výpočetní tomografie | Knihy Grada), ale samozřejmě bude k dostání také v knihkupectvích a v eshopech. Náhled knihy zde.

Ochranné stínění pacientů při rentgenových vyšetřeních již není potřeba

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.

Princip photon-counting detektorů používaných na CT (2)

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

Princip photon-counting detektorů používaných na CT (1)

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

Photon-counting CT (4)

V předešlých několika příspěvcích byly nejprve obecně shrnuty výhody photon-counting CT, resp. CT s photon-counting detektory, a následně pak byly některé výhody popsány detailněji, např. konstantní vážení rtg fotonů různých energií současně s benefitem z toho plynoucím, tedy možné snížení buď dávky aplikované kontrastní látky nebo dávky záření pro získání CT obrazu srovnatelné kvality.

Nyní k jedné z dalších výhod, a tou je odlišení fotonů jednotlivých energií (detailněji zde), a následné energetické prahování. Polovodičový detektor u photon-counting CT (=PCCT) neumožňuje plné spektrální vyhodnocení, tj. vykreslení celého rtg spektra, které vychází z pacienta, ale umožňuje vyhodnocení pomocí několika energetických binů. U zatím jediného klinicky dostupného CT (NAEOTOM Alpha, Siemens) jsou k dispozici maximálně čtyři energetické prahy. Nechť je použito rtg spektrum s maximální energií 120 keV (generované při napětí 120 kV) a dále nechť jsou nastaveny energetické prahy na 25, 50, 75 a 90 keV (pouze pro názornost, ve skutečnosti jsou prahy nastaveny jinak).

25 keV je hranice šumu. Tedy vše, co má nižší energii, je považováno za šum a není při vyhodnocení bráno v potaz. Tento první práh umožňuje odlišení užitečného signálu od šumu a výsledkem je počet rtg fotonů s energií 25-120 keV detekovaných v konkrétním detekčním elementu.

Nechť je dán práh je 50 keV. Díky tomuto prahu je možné získat počet rtg fotonů s energií vyšší než 50 keV, tedy počet fotonů s energií 50-120 keV. Odečte-li se počet fotonů s energií 50-120 keV od počtu fotonů s energií 25-120 keV získaných pomocí prvního prahu, je získán počet fotonů s energií 25-50 keV, které jsou přiřazeny do prvního energetického binu.

Nechť je dán další práh, a to 75 keV. Výsledkem je počet rtg fotonů s energií větší než 75 keV, tedy s energií 75-120 keV. Odečte-li se od počtu fotonů s energií 50-120 keV počet fotonů s energií 75-120 keV, získá se počet rtg fotonů s energií 50-75 keV, které jsou přiřazeny do druhého energetického binu.

Nechť je dán třetí práh 90 keV. Výsledkem je počet rtg fotonů s energií 90-120 keV. Odečte-li se od počtu fotonů s energií 75-120 keV počet fotonů s energií 90-120 keV, získá se počet rtg fotonů s energií 75-90 keV, které jsou přiřazeny do třetího energetického binu.

Do čtvrtého energetického binu je přiřazen počet fotonů s energií větší než 90 keV, tedy s energií 90-120 keV. Grafického znázornění energetických prahů je uvedeno na obr. 1, znázornění energetických binů na obr. 2.

Obr. 1: Energetické prahy u photon-counting CT

Obr. 2: Energetické biny u photon-counting CT

Využitím jednotlivých energetických binů lze zrekonstruovat různé CT obrazy. Obrazy se liší zejména šumem a kontrastem, viz obr. 3. Čím nižší energie jsou použity pro rekonstrukci, tím lepší je kontrast v rekonstruovaném CT obraze, viz obr. 3 pro 25-140 keV. Naopak čím vyšší energie jsou použity pro rekonstrukci, tím horší je kontrast. Současně je v obraze více šumu, protože pro rekonstrukci bylo použito podstatně méně rtg fotonů, viz obr. 3 pro 90-140 keV.

Obr. 3: Koronální CT rekonstrukce s použitím různých energetických binů (převzato z Photon-counting CT review – ScienceDirect)

Běžně si uživatel při rekonstrukci CT obrazů nevolí, který energetický bin chce pro rekonstrukci použít, ale volí si, při které energii mají být CT obrazy zrekonstruovaný. Volit je možno z energií v rozsahu 40-190 keV. Avšak u těchto rekonstruovaných obrazů neplatí, že čím vyšší energie, tím více šumu, jako tomu bylo u jednotlivých energetických binů (viz obr. 3). Jedná se o kombinaci informací z více energetických binů, nikoliv tedy pouze z jednoho vybraného. Proto neplatí, že by se s vyšší rekonstruovanou energií šum zvyšoval, ale naopak se snižuje. To vyplynulo také z konkrétního měření na pacientovi při měření signálu a směrodatné odchylky (SD) žlučníku (ale mohl být vybrán jakýkoliv jiný orgán). Konkrétní hodnoty signálu (HU) a SD (HU) pro různé energie byly následující:

  • Energie 40 keV, signál 9 HU, SD 34 HU
  • Energie 50 keV, signál 12 HU, SD 28 HU
  • Energie 60 keV, signál 13 HU, SD 24 HU
  • Energie 70 keV, signál 14 HU, SD 22 HU
  • Energie 80 keV, signál 14 HU, SD 22 HU
  • Energie 90 keV, signál 15 HU, SD 21 HU
  • Energie 100 keV, signál 15 HU, SD 21 HU
  • Energie 110 keV, signál 15 HU, SD 21 HU
  • Energie 120 keV, signál 15 HU, SD 20 HU
  • Energie 140 keV, signál 16 HU, SD 20 HU
  • Energie 180 keV, signál 16 HU, SD 20 HU

Z výše uvedených hodnot je zřejmé, že s rostoucí energií rekonstruovaného obrazu se šum snižuje. Současně se zhoršuje kontrast obrazu.

Použitá literatura
Flohr T, Petersilka M, Henning A, et al. Photon-counting CT review. Phys Med. 2020;79:126-136. doi:10.1016/j.ejmp.2020.10.030
Súkupová L. Photon-counting CT. Ces Radiol 2022; 76(3): 158–166

Photon-counting CT (3)

V předešlém příspěvku bylo popsáno neúměrně velké vážení rtg fotonů vyšších energií v klasických, energii-integrujících detektorech (EID), a také výhodné konstantní vážení rtg fotonů různých energií v photon-counting detektorech (PCD). Konstantní vážení rtg fotonů různých energií použitím PCD s sebou nese zlepšení kvality CT obrazu. A to buď formou lepšího kontrastu při aplikaci stejného množství kontrastní látky pro získání stejného poměru kontrastu a šumu (CNR) ve srovnání s použitím EID, nebo možnost snížit dávku záření pro dosažení stejného CNR jako s použitím EID.

Tento benefit PCD ve srovnání s EID byl mimo jiné prokázán ve studii Sawall S, et al (2020) použitím EID a PCD při měření na fantomu. Pro měření byl k dispozici semi-antropomorfní fantom jater (QRM), kterým autoři simulovali pacienty tří velikostí: malého pacienta (rozměr fantomu 200 x 300 mm), středního pacienta (250 x 350 mm) a velkého pacienta (300 x 400 mm). Fantom obsahoval zkumavky naplněné jódovou kontrastní látkou o hustotě 5-35 mg/ml. Ukázka fantomu se zkumavkami je uvedená na obr. 1.

Obr. 1: Semi-antropomorfní fantom jater se zkumavkami obsahujícími jód různé hustoty (Sawall S, et al (2020))

Cílem studie bylo prokázat dosažení stejné nebo vyšší hodnoty CNR buď při aplikaci nižšího množství kontrastní látky, nebo při použití menší dávky záření.

Největší benefit PCD byl prokázán pro fantom simulující velkého pacienta, kdy bylo možné pro pro získání stejné hodnoty CNR redukovat aplikované množství kontrastní látky o 37 %, nebo při podání stejného množství kontrastní látky snížit dávku záření o 46 %. V praxi se často oba principy kombinují. Ukázka dat při takovém přístupu je uvedená na obr. 2 pro pacienta s disekcí aorty. Pro výpočet kontrastu byla vzata hodnota signálu (v HU) v aortě naplněné kontrastní látkou a ve viscerálním tuku. Hodnota CNR byla normována na dávku, konkrétně na odmocninu z CTDIvol. Tedy CNRD = CNR/√CTDIvol.

Obr. 2: Porovnání kvality obrazu z EID (vlevo) a z PCD (=CT s photon-counting detektory, tedy PCCT) pro monoenergetický obraz zrekonstruovaný při 60 keV (uprostřed) a při 80 keV (vpravo) a příslušných parametrů (aplikované množství kontrastní látky Iomeron, dávková hodnota CTDIvol a výsledný poměr CNRD (data pocházejí z IKEM); FBP = filtrovaná zpětná projekce, IR 2 = iterativní rekonstrukce stupně 2)

Z obr. 2 vyplývá, že pro získání lepší kvality obrazu, vyjádřené vyšší hodnotou CNRD, je postačující menší množství aplikované kontrastní látky (zde o 25 %) a současně použití menší dávky záření (zde konkrétně o 53 %).

Použitá literatura
Sawall S, Klein L, Amato C, et al. Iodine contrast-to-noise ratio improvement at unit dose and contrast media volume reduction in whole-body photon-counting CT. Eur J Radiol. 2020;126:108909. doi:10.1016/j.ejrad.2020.108909

Photon-counting CT (2)

V tomto příspěvku je popsaný rozdíl mezi scintilačními a polovodičovými detektory z pohledu příspěvku rtg fotonů různých energií k výslednému CT obrazu.

Při absorpci rtg fotonů v detekčním elementu scintilačního detektoru dochází ke vzniku scintilací – scintilačních fotonů (světelných záblesků), které dopadají na fotodiodu, ve které dochází k produkci elektrického proudu, tedy ke generování odezvy detektoru. Velikost odezvy detektoru je úměrná celkové energii absorbovaných fotonů v tomto detekčním elementu za krátký časový úsek. Protože při vyhodnocení signálu dochází k sumaci energie všech fotonů absorbovaných v jednom detekčním elementu do jednoho signálu, označují se tyto typy detektorů jako energy-integrating detektory (EID) neboli energii-integrující detektory.

Nevýhodou EID je to, že detekční element nedokáže odlišit, od jak energetických fotonů energie pochází. Při vzniku CT obrazu je větší váha přisouzena víceenergetickým fotonům ve srovnání s méněenergetickými. Konkrétní příklad pro objasnění: Absorbuje-li se v detekčním elementu jeden foton o energii 120 keV, je vzniklá odezva detektoru úměrná energii 120 keV. Absorbuje-li ale se jeden foton o energii 40 keV, je odezva detektoru úměrná energii 40 keV, vzniklý signál je třikrát menší, ale v obou případech se jednalo o detekci jednoho fotonu. Z tohoto vyplývá, že rtg fotony nižších energií jsou váženy neúměrně málo ve srovnání s rtg fotony vyšších energií, přičemž jsou to právě fotony nízkých energií (30-60 keV), které nesou informaci o kontrastu v objektu díky větší pravděpodobnosti interakce fotoefektem. Jedná se např. o rtg fotony, které prošly pacientem v místě, kde se nachází kontrastní látka, tedy jsou to ty oblasti, které by v CT obraze měly být zobrazeny. Fotony s vyšší energií obvykle převáží v součtu energií z jednoho detekčního elementu ty s nižší energií, čímž se zhoršuje kontrast rtg obrazu.

Naopak výhodou polovodičových detektorů je odlišení rtg fotonů různých energií, jedná se proto o photon-counting detektory (PCD). Ve srovnání s EID umožňují konstantní vážení rtg fotonů, tedy nezávisle na jejich energii. Opět tentýž příklad jako výše: Je detekován foton o energii 40 keV a 120 keV. Odezva EID na foton o energii 120 keV bude třikrát větší než odezva na foton o energii 40 keV. U PCD jsou však fotony počítány po kusech a tříděny podle energií. Výstupním signálem je v obou případech jeden foton. Ukázka vážení fotonů různých energií pro EID a PCD je graficky znázorněna na obr. 1.

Obr. 1: Odezva detektoru v závislosti na energii interagujícího rtg fotonu pro scintilační detektor (EID) a pro polovodičový detektor (PCD) se znázorněním K-hrany jódu (33 keV). Nízkoenergetické fotony v oblasti okolo K-hrany (30-60 keV), které nesou informace o kontrastu, přispívají k vyššímu CNR u PCD než u EID

S použitím PCD tak dochází ke zlepšení zobrazení kontrastních látek a jiných hodně zeslabujících objektů, protože v CT obraze tvoří lepší kontrast. Získat stejnou kvalitu obrazu s použitím PCD jako s použitím EID, vyjádřenou poměrem CNR, lze s použitím menšího množství kontrastní látky (pro získání stejné hodnoty kontrastu jako dříve postačuje menší objem kontrastní látky) nebo s menší dávkou záření (s vyšším kontrastem pro stejné CNR je akceptovatelný vyšší šum, tedy menší dávka).

Jako materiál scintilačních detektorů se využívá GOS a Gd2O2S, jako materiál polovodičových detektorů se využívá CdTe, CdZnTe, Si.

Použitá literatura
Flohr T, Petersilka M, Henning A, et al. Photon-counting CT review. Phys Med. 2020;79:126-136. doi:10.1016/j.ejmp.2020.10.030
Flohr T, Ulzheimer S, Petersilka M, Schmidt B. Basic Principles and Clinical Potential of Photon-Counting Detector CT. Chin J Acad Radiol. 2020; 3:19-34. doi:10.1007/s42058-020-00029-z

Photon-counting CT (1)

V lednu a únoru 2019 jsem tady publikovala informace o photon-counting CT, o jejich výhodách, nevýhodách a také perspektivě do budoucna. V klinické praxi se očekávalo jejich zavedení do 5-10 let. Nicméně ve skutečnosti se to stalo o dost dříve, první photon-counting CT (Siemens) získal značku CE i FDA schválení už v druhé polovině roku 2021, kdy byl také uveden na trh. FDA označila využití photon-counting detektorů u CT za největší pokrok v CT zobrazování za poslední dekádu.

V současné době jsou v ČR instalovány dva CT skenery s photon-counting detektory. Jedná se o NAEOTOM Alpha od výrobce Siemens.

CT s photon-counting detektory se liší od běžných CT v typu detektoru, místo dosud používaných scintilačních detektorů využívá polovodičový detektor (CdTe krystal). Ten umožňuje spektrální vyhodnocení díky energetickému prahování, tedy odlišení fotonů jednotlivých energií (detailněji zde) a jejich rozdělení do energetických binů, s čímž souvisí také eliminace elektronického šumu a redukce kovových artefaktů. Mimo to jsou detekční elementy mnohem menší než u původních scintilačních detektorů. Navíc mezi nimi nejsou potřeba odrazivá septa, jako je tomu u scintilačních detektorů, což ve výsledku umožňuje získat lepší kvalitu obrazu,  např. při zobrazení koronárních tepen a stentů, při zobrazení plic, při zobrazení muskuloskeletálního systému, při nižších dávkách záření i kontrastní látky. V neposlední řadě není pro mód s ultra vysokým rozlišením potřeba zvyšovat dávku, pouze se změní vyčítací mechanizmus detektoru.

Další výhodou je možnost simultánní akvizice, což umožňuje provedení materiálové dekompozice a následně rekonstrukci např. virtuálních nativních obrazů, virtuálních monoenergetických obrazů, ale také jódových map.

Souhrn nových vlastností, a z toho plynoucích benefitů, je uveden na obr. 1 a v několika následujících příspěvcích budou jednotlivé vlastnosti a jejich přínos rozebrány detailněji.

Obr. 1: Souhrn vlastností CT s photon-counting detektory a jejich přínos

Použitá literatura
FDA Clears First Major Imaging Device Advancement for Computed Tomography in Nearly a Decade | FDA
Flohr T, Petersilka M, Henning A, et al. Photon-counting CT review. Phys Med. 2020;79:126-136. doi:10.1016/j.ejmp.2020.10.030

Diagnostické referenční úrovně pro CT pro různé indikace

V České republice jsou národní diagnostické referenční úrovně (DRÚ) pro CT vyšetření stanoveny pro několik anatomických oblastí, viz Příloha č. 22 vyhlášky 422/2016 Sb., o radiační ochraně a zabezpečení radionuklidového zdroje.

Obr. 1: DRÚ pro CT (Příloha č. 22 vyhlášky 422/2016)

Při pohledu na stanovené národní DRÚ je zřejmé, že se jedná o anatomical-based DRÚ neboli DRÚ založené pouze na anatomické oblasti. Nevýhodou těchto DRÚ je to, že nezohledňují klinickou indikaci, tedy důvod, proč byl pacient vyšetřen. Např. u CT vyšetření břicha není zřejmé, šlo-li o zobrazení z důvodu metastází v játrech nebo se hledaly ledvinové kameny. Zrovna tyto dvě indikace vyžadují velmi rozdílnou kvalitu CT obrazu, tedy i dávku pacientovi. Pro nalezení ledvinových kamenů, které jsou hodně kontrastní, stačí podstatně nižší dávka, než je potřeba pro hledání metastází v játrech, kdy se jedná o hledání nízkokontrastních lézí. V takovém případě je potřeba snížit šum, aby léze byly viditelné, tedy vyšetření vyžaduje vyšší dávku pacientovi. Současně se vyšetření jater provádí vícefázově, což opět zvyšuje dávku v porovnání s vyšetřením z důvodu ledvinových kamenů.

DRÚ stanovené na základě klinické indikace se označují jako clinical-based DRÚ. Přehled možných indikací pro CT vyšetření a tedy pro stanovení clinical-based DRÚ je uveden na obr. 2.

Obr. 2: Indikace pro stanovení clinical-based DRÚ pro CT vyšetření (převzato z Diagnostic Reference Levels based on clinical indications in computed tomography: a literature review – PMC (nih.gov))

Národní, ale i místní, DRÚ stanovené na základě indikací dávají mnohem větší smysl a stále více zemí se k tomuto přístupu uchyluje. Nedávno byly revidovány hodnoty DRL v UK, které jsou již clinical-based. Současně vyšla publikace, která shrnuje informace o sběru dat na základě dotazníků, který vyplnila pracoviště v UK a zahrnula do nich informace z více než 750 tis. CT vyšetření. V publikaci je uvedena spousta důležitých informací, např. u kolika vyšetření je používána automatická modulace proudu nebo iterativní rekonstrukce. Tím se samozřejmě získá více informací potřebných k „ověření“ toho, zda je DRÚ nebo nějaká místní průměrná dávka dostatečně nízká. Mám tím na mysli to, že budu-li mít relativně nový CT, u kterého využívám pokročilou iterativní rekonstrukci, tak by průměrné dávky stanovené z tohoto skeneru měly být nižší než průměrné dávky stanovené na starším CT skeneru pro tutéž indikaci.

Stanovením clinical-based DRÚ se zabýval také evropský projekt EUCLID (European Study on Clinical DRLs), jehož výstupem jsou clinical-based DRÚ. Současně vyšlo i mnoho dalších studií na toto téma, tady aspoň malý přehled.

  • Paulo G, Damilakis J, Tsapaki V, et al. Diagnostic Reference Levels based on clinical indications in computed tomography: a literature review. Insights Imaging. 2020;11(1):96. Published 2020 Aug 17. doi:10.1186/s13244-020-00899-y
  • Tsapaki V, Damilakis J, Paulo G, et al. CT diagnostic reference levels based on clinical indications: results of a large-scale European survey. Eur Radiol. 2021;31(7):4459-4469. doi:10.1007/s00330-020-07652-5
  • Bos D, Yu S, Luong J, et al. Diagnostic reference levels and median doses for common clinical indications of CT: findings from an international registry. Eur Radiol. 2022;32(3):1971-1982. doi:10.1007/s00330-021-08266-1
  • National Diagnostic Reference Levels (NDRLs) from 14 June 2022 – GOV.UK (www.gov.uk)
  • AlNaemi H, Tsapaki V, Omar AJ, et al. Towards establishment of diagnostic reference levels based on clinical indication in the state of Qatar. Eur J Radiol Open. 2020;7:100282. Published 2020 Oct 28. doi:10.1016/j.ejro.2020.100282

Novinky na poli CT skenerů

Na RSNA 2021 představilo mnoho CT výrobců své novinky. Na trhu jsou nabízeny v současné době CT skenery s počtem řezů 64 až 640, některé s již photon-couting detektory, které umožňují redukovat šum a zlepšit prostorové rozlišení.

Fujifilm představilo na veletrhu svoji vlajkovou loď – CT skener SCENARIA View, včetně posledních pokroků pro redukci pohybových artefaktů při zobrazování srdce (Cardio StillShot, čeká na schválení FDA), které se objevují u pacientů s rychlým a nepravidelným srdečním rytmem. SCENARIA View již zahrnuje také software pro redukci artefaktů vznikajících v případě, kdy jsou paže podél těla pacienta. Samozřejmostí je také pokročilá redukce kovových artefaktů. SCENARIA View je CT skener s nejkratší dobou rotace 0,35 s, s nejmenší tloušťkou řezu 0,625 mm, se 64 řadami detektorů, s otvorem gantry 80 cm. Další technické detaily je možné získat zde: SCENARIA VIEW | Fujifilm Healthcare.

GE Healthcare představilo novou platformu u CT skeneru Revolution Apex, kdy je možné přímo na místě provést upgrade detektorů ze 40 mm na 80 mm nebo na 160 mm, aniž by musela proběhnout výměna gantry. Dále GE ukázalo také svou snahu na poli umělé inteligence (AI), která by měla pomoci vyhořelým radiologům s popisy nyní, ale i s těmi s použitím photon-counting detektorů, kdy se bude jednat o lepší vizualizaci drobných detailů a lepší charakteristiku tkání, včetně kvantifikace. Výrobce představil také nástroj pro zlepšení workflow na pracovišti, kdy jsou téměř všechny kroky podporovány AI, např. automatická centrace pacienta, automatická volba vyšetřovacího protokolu, což vede k lepší kvalitě obrazu za nižší dávky.

Philips představil novou platformu CT Smart Workflow, která podobně, jako bylo zmíněno výše, vede k lepší péči zaměřené přímo na konkrétního pacienta. Dalším pokrokem je integrace spektrálního CT Spectral CT7500 do angiografického systému Azurion, což umožňuje lepší charakteristiku a vizualizaci tkání. To může vést k nižší míře následných follow-upů pacienta po výkonu. Více zde: Philips Angio Spectral CT – News | Philips.

Obr. 1: Angiografický systém s integrovaným spektrálním CT (Philips Angio Spectral CT – News | Philips)

Siemens představil první photon-counting CT skener NAEOTOM Alpha, který má již také schválení FDA. FDA označilo využití photon-counting detektorů jako hlavní pokrok v CT zobrazování za poslední desetiletí. NAEOTOM Alpha je skener se dvěma zdroji záření a se dvěmi sadami detektorů, které umožňují získat spektrální informace o materiálu. Detektory také umožňují získat lepší prostorové rozlišení, redukovat kalcifkace a artefakty z toho plynoucí a v neposlední řadě vede použití detektorů k eliminaci elektronického šumu. Díky tomu je možné použít menší detekční elementy, a tím získat lepší prostorové rozlišení bez potřeby vyšší dávky. Výrobce představil také nejpokročilejšího zástupce z řady jednozdrojových CT skenerů s energii integrujícím detektorem – SOMATOM X.ceed CT. Tento skener je vhodný pro bariatrické pacienty, čemuž je uzpůsoben i otvor gantry – 82 cm. Součástí je také podpora workflow na pracovišti pomocí pěti tabletů k ovládání CT skeneru. Doba rotace je 0,25 s, což umožňuje i zobrazení srdce.

United Imaging Healthcare Solutions představili uCT ATLAS. Tento CT skener vyniká spojením AI a iterativní rekonstrukce, což umožňuje zlepšit dávku, šum, rozlišení a také vizuální dojem z CT obrazu. Skener automaticky zjistí pomocí 3D kamery habitus a polohu pacienta, není tedy potřeba, aby radiologičtí asistenti korigovali centraci pacienta manuálně. Za zmínku stojí to, že všechny pokročilé nástroje jsou součástí základní verze CT skeneru, není je potřeba dokupovat extra. Více informací zde: uCT® ATLAS | United Imaging (united-imaging.com).

Jaký byl letošní kongres RSNA?

Letošní kongres RSNA 2021 se nesl v duchu deep learning a CT s photon-counting detektory. Tedy vzato z fyzikálního pohledu. Tu a tam se objevila i přednáška z oblasti jiné, např. intervenční, ale největší část přednášek se zabývala právě dvěma zmíněnými tématy.

Firma Siemens oficiálně představila první CT s photon-counting detektory (volně lze přeložit jako detektory čítající jednotlivé fotony), firma Canon uvedla alespoň příspěvek s tím, kam se v oblasti photon-counting detektorů u CT dostali oni.

CT s photon-counting detektory (zde již mluvíme o spektrálním zobrazení) by měly jednoznačně přispět ke zlepšení kvality CT obrazů snížením šumu, lepším prostorovým rozlišením a přesností v jodových obrazech, umožňující kvantitativní hodnocení. A v neposlední řadě by měly umožnit také snížení radiační zátěže pacientů, protože je vhodným prahováním možné odstranit elektronický šum, tedy i potřebný počet fotonů a tedy snížit radiační zátěž.

Porovnejme si nyní technologii klasických energy-integrating detektorů (EID, detektory integrující energii přes celý detekční element) s photon-counting detektory (PCD, detektory čítajícími jednotlivé fotony). Grafické znázornění technologie EID a PCD je na obr. 1.

Obr. 1: Technologie EID a PCD [1]

EID využívá scintilačního materiálu, ve kterém dochází po absorpci rtg fotonu ke vzniku fotonů viditelného světla (záblesků), které dopadají na fotodiodu, ve které dochází ke vzniku signálu. Jedná se o dvoustupňový proces. U PCD se využívá polovodičový detektor, ve kterém po absorpci rtg fotonu vznikají páry elektronů a děr, které putují přímo k elektrodám, kde dochází ke vzniku signálu. Detekční elementy EID jsou obvykle větší než detekční elementy PCD, což společně s polovodičovým detektorem umožňuje získat lepší prostorové rozlišení. V ultra vysokém rozlišení je možné při použití PCD získat rozlišení až 40 lp/cm (u Naeotom Alpha, Siemens). Např. u prototypu firmy Canon je to prozatím pouze 8 lp/cm, ale pracují dále právě na ultra vysokém rozlišení. Ukázka CT obrazů z CT s EID (Flash, Force) a z CT s PCD a PCD s UHR (ultra vysoké rozlišení) je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: Prostorové rozlišení dvou CT skenerů s EID (Flash, Force) a z CT skeneru s PCD [2] (A – axiální řez, B – sagitální řez)

Bylo zajímavé nahlédnout pod pokličku toho, co se děje při CT rekonstrukci, která využívá umělou inteligenci (nejčastěji deep learning, DL), kde všude v procesu zpracování obrazu lze DL použít. Lze to aplikovat např. na raw projection data (hrubá data), kdy můžeme pomocí toho provést korekci na rozptyl, tvrdnutí svazku a kovové artefakty. Nebo to můžeme využít o krok dále, při zpětné projekci, např. ke korekci podvzorkovaných dat nebo opět k redukci kovových artefaktů. Lze to však použít ještě v dalším kroku, kterým je čtení obrazu radiology. Prozatím jsou na trhu dostupné systémy s integrovanou DL rekonstrukcí pro dva výrobce – TrueFidelity od firmy GE a AiCE od firmy Canon.

Na kongresu také v nejedné přednášce zaznělo, že umělou inteligenci lze aplikovat hlavně pro korekci šumu u nízkodávkových vyšetření, ale na druhé straně zazněly také nevýhody s tím spojené, kterými je ztráta některých nízkokontrastních lézí nebo také trochu „umělý“ vzhled CT obrazů pro radiology, pro které je pocitově obraz někdy až moc hladký, takže působí uměle.

Spousta přednášek se zabývala již zmíněnými CT s photon-counting detektory, ale zajímavé byly také přednášky, které se zabývaly použitím photon-counting detektorů i mimo oblasti CT, např. při 3D rotační angiografii získané na angiografickém systému.

Kongres letos kvůli pandemii covidu nenavštívilo zdaleka tolik zájemců, ale i tak se jednalo, alespoň pro mě, o velmi přínosný kongres, na kterém šel vidět posun právě k DL a k CT s PCD. To je ve zkratce vše, uvidíme, čeho se v budoucnu dočkáme v klinickém použití a co naopak bude slepá větev.

Použitá literatura
[1] Flohr, T. Performance evaluation of  a dual source CT with two photon couting detectors. RSNA 2021.
[2] Photon-counting CT: Technical Principles and Clinical Prospects – PubMed (nih.gov)

Skiagrafie použitím dvou energií

Vezmeme-li klasické skiagrafické zobrazení, jedná se o sumaci 3D objektu do 2D obrazu, přičemž se sumuje plicní tkáň, měkká tkáň i kosti. Skiagrafické zobrazení použitím dvou energií je typ zobrazení, který využívá dvou energií k tomu, aby byla z radiogramu odstraněna nepotřebná anatomie, např. kosti při popisu radiogramu srdce a plic. Anebo naopak, aby byly odstraněny měkké tkáně a zůstaly pouze kosti, případně jiné více zeslabující materiály. Odečtením některých nepotřebných anatomií, např. kostí, se může v radiogramu zvýraznit informace, která by na běžném radiogramu byla stěží nebo hůře rozpoznatelná a radiolog ji při popisu může opomenout.

Nyní k principu zobrazení s použitím dvou energií. Pro odstranění nežádoucí anatomie z obrázku se využívá odečtení dvou vážených radiogramů, které byly pořízeny při různých energiích. Mějme jeden radiogram získaný při napětí 60 kV (efektivní energie cca 40 keV) a druhý při napětí 120 kV (efektivní energie cca 60 keV). Hmotnostní součinitele zeslabení pro tyto dva svazky jsou znázorněny na obr. 1, na kterém jsou součinitele pro čtyři materiály. Pro kost a hliník, protože kost se často simuluje hliníkem, a pro vodu a plexisklo, protože voda, a tedy i měkká tkáň, se často simuluje plexisklem.

Obr. 1: Hmotnostní součinitele zeslabení – zeleně je označena efektivní energie cca 60 kV rtg svazku, červeně efektivní energie cca 120 kV rtg svazku (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Radiogramy pořízené použitím rtg svazků s různým napětím jsou uvedeny na obr. 2. Pod každým radiogramem je také znázorněno relativní zeslabení měkké tkáně a kosti. Z hodnot relativního zeslabení je vidět, že při nižší energii má kost podstatně vyšší zeslabení a tedy i kontrast v obraze než při použití vyššího napětí, kdy zeslabení měkké tkáně a kosti není tak významně odlišné.

Obr. 2: Radiogram pořízený při 60 kV (vlevo) a 120 kV (vpravo), relativní zeslabení měkké tkáně a kosti a tomu odpovídající kontrast jsou znázorněny pod oběma radiogramy (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Nyní si ukážeme, jak funguje vážení a následná subtrakce (odečtení) obrazů. Z obr. 2 víme, že relativní zeslabení kosti při 60 kV je 8, při 120 kV je 4. Takže vezmeme dvakrát radiogram při 120 kV a odečteme obraz při 60 kV. Takže pro kost dostáváme 2.4 – 8 = 0. Pro měkkou tkáň dostáváme 2.2 – 3 = 1. Grafické znázornění je uvedeno na obr. 3.

Obr. 3: Grafické znázornění odečtení kosti, včetně výsledného radiogramu (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Podobně lze odečíst z radiogramů i měkkou tkáň, aby zůstaly znázorněné pouze kosti. Z obr. 2 víme, že relativní zeslabení měkké tkáně při 60 kV je 3, při 120 kV je 2. Takže vezmeme dvakrát radiogram při 60 kV a odečteme třikrát obraz při 120 kV. Takže pro měkkou tkáň dostáváme 2.3 – 3.2 = 0. Pro kost dostáváme 2.8 – 3.4 = 4. Grafické znázornění je uvedeno na obr. 4.

Obr. 4: Grafické znázornění odečtení kosti, včetně výsledného radiogramu (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

V současné době lze pro skiagrafii použitím dvou energií využít dvě CR kazety, mezi kterými bude vložen filtr. Při tomto řešení však není spektrální separace moc dobrá, viz obr. 5 vlevo. Pod pojmem spektrální separace rozumíme zobrazení dvěma rozdílnými spektry, aby byly součinitele zeslabení od sebe pokud možno co nejdále (aby mezi zelenou a červenou křivkou na obr. 1 byla co největší vzdálenost). Mimo horší spektrální separaci trpí tato technika také horší detekční kvantovou účinností ve srovnání s flat panel detektory. Existuje ještě jiné řešení, a to s použitím již zmíněného flat panel detektoru, takže DR techniky, kdy je první expozice provedena při napětí 120 kV a druhá expozice při energii 60 kV. Zde je již spektrální separace dostatečná, viz obr. 5 vpravo, avšak toto řešení může trpět pohybovými artefakty. A taktéž radiační zátěž pacientů bude pravděpodobně vyšší.

Obr. 5: Spektrální separace při dvou technikách s použitím duální energie (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Ukázka radiogramů pořízených jak pomocí CR kazet a filtru, tak pomocí DR detektorů, jsou uvedeny na obr. 6 a 7.

Obr. 6: Radiogramy pořízené pomocí CR kazet s filtrem – standardní radiogram (vlevo), radiogram na měkké tkáně (uprostřed) a radiogram na kosti a kalcifikované léze (vpravo) (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Obr. 7: Radiogramy pořízené pomocí DR detektoru s použitím dvou napětí – standardní radiogram (vlevo), radiogram na měkké tkáně (uprostřed) a radiogram na kosti a kalcifikované léze (vpravo) (Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University)

Všimněte si na obr. 6 úplně vlevo, že kalcifikované léze nejsou na standardním radiogramu tak zřejmé, jako na kostním radiogramu. Na obr. 7 na radiogramu pro měkké tkáně jsou viditelné měkkotkáňové léze, které na standardním radiogramu nejsou tak dobře viditelné.

Skiagrafie použitím dvou energií zatím není běžně používaná, ale již existují výrobci, kteří poskytují speciální detektory, které umožňují po každé expozici rekonstrukci tří radiogramů. Jeden standardní, jeden měkkotkáňový a jeden kostní. Jedná se např. o výrobce KA IMAGING INC (Reveal 35C | KA Imaging | Single Exposure Dual-Energy Technology) a speciálně pak detektor Reveal 35C. Ukázka několika standardních a následně zrekonstruovaných radiogramů je uvedena na obr. 8. Výrobce na svém webu samozřejmě poskytuje podstatně více radiogramů k nahlédnutí.

Obr. 8: Radiogramy pořízené s použitím detektoru Reveal 35 C výrobce KA IMAGING INC (Reveal 35C | KA Imaging | Single Exposure Dual-Energy Technology)

Z obrázků uvedených výše je zřejmé, že radiogramy pořízené při dvou energiích poskytují radiologům více informací, zvýrazňují některé léze, které by na standardním radiogramu byly hůře viditelné. Uvidíme časem, zda se tato technologie rozšíří, nebo zda zůstanou radiologové u klasických radiogramů pořízených s jednou energií, jako je tomu dosud…

Použitá literatura
Dual Energy Radiography Acquisition and Processing | Radiology | SUNY Upstate Medical University
Reveal 35C | KA Imaging | Single Exposure Dual-Energy Technology

CT generace – první, druhá a třetí

CT se vyvíjelo postupně, dosud existuje pět generací a ač se to zdá nepravděpodobné, vyšší pořadí generace neznamenalo nutně lepší CT skener, někdy bylo potřeba se ve vývoji vrátit o krok nazpět.

První generace CT se datuje do roku 1971 (takže je to letos přesně 50 let), kdy se pro náběr dat využívala kombinace translačního a rotačního pohybu, viz obr. 1 a 2. Využívalo se tužkového rtg svazku o rozměru 3 mm v axiálním směru (rovina XY) a 13 mm v podélném směru (odpovídá tloušťce řezu) s jedním protilehlým detektorem. Jako detektor se využíval scintilační detektor sodium jodid (NaI). Rekonstruované pole zájmu (FoV) bylo 24 cm, což umožňovalo provedení pouze CT skenu hlavy. Obrovskou nevýhodou byl velmi pomalý pohyb, jehož následkem byl čas potřebný pro jeden řez hlavou téměř 5 min. Výsledná matice měla velikost 80 px x 80 px, proto i prostorové rozlišení nebylo příliš dobré, přibližně 4 lp/cm. Tímto skenem bylo možné nahlédnout do anatomie pacienta a odlišit do té doby nevídané nízkokontrastní detaily. Obecně se však jednalo o významný pokrok v zobrazování. První CT obraz byl představen na kongresu Britské radiologické společnosti v roce 1972.

Obr. 1: První generace CT – translační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 2: První generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

V roce 1974 se objevila druhá generace CT, která stále kombinovala translační a rotační pohyb a využívala již mírně vějířového rtg svazku, viz obr. 3 a 4, náběr dat byl rychlejší. V počátcích zahrnovaly CT skenery pouze tři detektory, takže získání dat pro jeden řez hlavou trval přibližně 2 min (cca 3x rychlejší než pro 1. generaci CT). Pokročilejší CT skenery druhé generace již měly i více než 30 detektorů, čemuž odpovídal úhel vějířového svazku okolo 10°. To umožnilo velké urychlení náběru dat, pro náběr dat jednoho řezu postačovala doba kratší než 20 s.

Obr. 3: Druhá generace CT – translační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 4: Druhá generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Krátce na to, již v roce 1975, se objevila třetí generace CT, která využívala pouze rotačního pohybu rentgenky a detektorů a vějířového rtg svazku s úhlem v rozmezí 45-55°, viz obr. 5 a 6. Doba náběru dat se výrazně zkrátila, čas potřebný pro získání dat jednoho řezu byl okolo jedné sekundy. U této generace byla rentgenka pevně spojena s protilehlými detektory, kterých bylo přibližně 300 u CT skenerů v počátcích třetí generace a okolo 700 v pozdějších fázích třetí generace. Detektory byly umístěny na části kružnice a rotovaly společně s rentgenkou. Nevýhodou této generace byl však vznik kruhových artefaktů. Ale proč netrpěly kruhovým artefaktem také předchozí generace? Na chvíli se zde zastavme a vraťme k první a druhé generaci. U těchto dvou generací byl vlastně každý detektor kalibrován na začátku každého translačního pohybu (jednalo se o dynamickou kalibraci), protože bylo možné zjistit jeho odezvu na ozáření, při kterém rtg svazek neprochází pacientem. Ale u třetí generace to již možné nebylo, některé detektory (typicky ty uprostřed) nejsou nikdy ozářeny nezeslabeným rtg svazkem, takže nebylo možné provést dynamickou kalibraci při každém skenu. Proto třetí generace CT vyžadovala extrémně dobrou stabilitu CT detektorů. Špatně kalibrovaný detektor, klidně jen s nepřesností 0,1 %, pak měl za následek vznik onoho zmíněného kruhového artefakt.

Obr. 5: Třetí generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 6: Třetí generace – rotační pohyb – ukázka z jiného směru (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

V příštím příspěvku budeme pokračovat dalšími generacemi CT skenerů.

Použitá literatura
Flohr T. CT Systems. Curr Radiol Rep 1, 52–63 (2013). https://doi.org/10.1007/s40134-012-0005-5
Goldman LW. Principles of CT and CT technology. J Nucl Med Technol. 2007;35(3):115-130. doi:10.2967/jnmt.107.042978
Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works

, viz obr. 1 a 2. Využívalo se tužkového rtg svazku o rozměru 3 mm v axiálním směru (rovina XY) a 13 mm v podélném směru (odpovídá tloušťce řezu) s jedním protilehlým detektorem. Jako detektor se využíval scintilační detektor sodium jodid (NaI). Rekonstruované pole zájmu (FoV) bylo 24 cm, což umožňovalo provedení pouze CT skenu hlavy. Obrovskou nevýhodou byl velmi pomalý pohyb, jehož následkem byl čas potřebný pro jeden řez hlavou téměř 5 min. Výsledná matice měla velikost 80 px x 80 px, proto i prostorové rozlišení nebylo příliš dobré, přibližně 4 lp/cm. Tímto skenem bylo možné nahlédnout do anatomie pacienta a odlišit do té doby nevídané nízkokontrastní detaily. Obecně se však jednalo o významný pokrok v zobrazování. První CT obraz byl představen na kongresu Britské radiologické společnosti v roce 1972.

Obr. 1: První generace CT – translační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 2: První generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

V roce 1974 se objevila druhá generace CT, která stále kombinovala translační a rotační pohyb a využívala již mírně vějířového rtg svazku, viz obr. 3 a 4, náběr dat byl rychlejší. V počátcích zahrnovaly CT skenery pouze tři detektory, takže získání dat pro jeden řez hlavou trval přibližně 2 min (cca 3x rychlejší než pro 1. generaci CT). Pokročilejší CT skenery druhé generace již měly i více než 30 detektorů, čemuž odpovídal úhel vějířového svazku okolo 10°. To umožnilo velké urychlení náběru dat, pro náběr dat jednoho řezu postačovala doba kratší než 20 s.

Obr. 3: Druhá generace CT – translační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 4: Druhá generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Krátce na to, již v roce 1975, se objevila třetí generace CT, která využívala pouze rotačního pohybu rentgenky a detektorů a vějířového rtg svazku s úhlem v rozmezí 45-55°, viz obr. 5 a 6. Doba náběru dat se výrazně zkrátila, čas potřebný pro získání dat jednoho řezu byl okolo jedné sekundy. U této generace byla rentgenka pevně spojena s protilehlými detektory, kterých bylo přibližně 300 u CT skenerů v počátcích třetí generace a okolo 700 v pozdějších fázích třetí generace. Detektory byly umístěny na části kružnice a rotovaly společně s rentgenkou. Nevýhodou této generace byl však vznik kruhových artefaktů. Ale proč netrpěly kruhovým artefaktem také předchozí generace? Na chvíli se zde zastavme a vraťme k první a druhé generaci. U těchto dvou generací byl vlastně každý detektor kalibrován na začátku každého translačního pohybu (jednalo se o dynamickou kalibraci), protože bylo možné zjistit jeho odezvu na ozáření, při kterém rtg svazek neprochází pacientem. Ale u třetí generace to již možné nebylo, některé detektory (typicky ty uprostřed) nejsou nikdy ozářeny nezeslabeným rtg svazkem, takže nebylo možné provést dynamickou kalibraci při každém skenu. Proto třetí generace CT vyžadovala extrémně dobrou stabilitu CT detektorů. Špatně kalibrovaný detektor, klidně jen s nepřesností 0,1 %, pak měl za následek vznik onoho zmíněného kruhového artefakt.

Obr. 5: Třetí generace CT – rotační pohyb (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

Obr. 6: Třetí generace – rotační pohyb – ukázka z jiného směru (Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works)

V příštím příspěvku budeme pokračovat dalšími generacemi CT skenerů.

Použitá literatura
Flohr T. CT Systems. Curr Radiol Rep 1, 52–63 (2013). https://doi.org/10.1007/s40134-012-0005-5
Goldman LW. Principles of CT and CT technology. J Nucl Med Technol. 2007;35(3):115-130. doi:10.2967/jnmt.107.042978
Animated CT Generations [1st, 2nd, 3rd, 4th, 5th Gen CT] For Radiologic Technologists • How Radiology Works

Mobilní CT

Pod pojmem „mobilní CT“ se mohou skrývat dva významy, které se však v českém překladu ztrácí. Významy sousloví mobilní CT mohou být následující:

  1. Jedná o CT na kolečkách (viz obr. 1), které může přejíždět v rámci nemocnice mezi různými odděleními.
  2. Jedná se o klasické CT, které je umístěno v návěsu (viz obr. 2), který s připojením k tahači projíždí méně dostupné geografické oblasti a provádí se na něm CT vyšetření obyvatel, kteří to ke klasickému CT skeneru mají velmi daleko, většinou desítky hodin cesty. Nebo se jedná o pacienty s komplikovaným socioekonomickým zázemím, kteří by na vzdálenější CT nejeli. Typickou zemí, kde několik pojízdných CT existuje, jsou Spojené státy americké. Nejčastěji se však jedná o mobilní CT skenery pro screening plic kuřáků a v dnešní době případně také mobilní CT skenery pro skenování covid pozitivních pacientů. V Evropě mobilní CT rozšířena nejsou.

Obr. 1: Mobilní CT [NeuroLogica | Medical Imaging Technology]

Obr. 2: Klasické CT umístěné v pojízdném návěsu [Mobile CT | Infectious Disease CT Solution | Computed Tomography – CT Scanners | Canon Medical Systems USA]

S každým z výše popsaných mobilních CT je spojeno několik výhod i nevýhod. V praxi jde vždy o to, o jaké konkrétní použití se jedná, aby byla uváženy právě ony výhody a nevýhody.

Ad 1. Mezi výrobce mobilních CT patří Neurologica, která se již v roce 2015 objevila na trhu s mobilním CT skenerem, který byl určen pro radiologická vyšetření hlavy a krku především z neurochirurgických indikací, proto i průměr otvoru v gantry byl tomu uzpůsoben (32 cm). Výhodou těchto skenerů byla právě jejich mobilita, kdy nebylo potřeba v rámci neurochirurgických operačních výkonů přejíždět s pacientem z operačního sálu na CT vyšetřovnu. Výhodou také byla možnost provést CT vyšetření přímo u pacientova lůžka, aniž se musel složitě překládat a převážet v rámci nemocnice. Avšak přeprava CT skeneru v rámci nemocnice může být poněkud komplikovanější, CT váží přes 400 kg a kvůli rozměrům může být někdy obtížnější projet některými užšími chodbami. Novější CT pak váží dokonce i přes 700 kg. Další nevýhodou těchto CT skenerů je jejich výkon, obecně se dá říct, že žádný z nabízených mobilních CT skenerů není ani zdaleka srovnatelný s klasickými CT skenery. Avšak i tak samozřejmě je možné na mobilních CT skenerech získat CT obrazy s diagnostickými informacemi.

Přehled mobilních CT skenerů pro vyšetření mozku (hlavy):
CereTom Elite (Neurologica) – otvor  gantry 32 cm, 8-řadý solid-state detektor, detekční element 1,25 mm, doba rotace 2 s, napětí 100-140 kV, anodový proud 1-7 mA, hmotnost 438 kg (další informace).
OmniTom (Neurologica) – otvor gantry 40 cm, 16-řadý GOS detektor, detekční element 0,625 mm, doba rotace 1 s, napětí 70-120 kV, anodový proud 5-45 mA, hmotnost 726 kg (další informace).
SOMATOM On.site (Siemens) – otvor gantry 35 cm, 32-řadý Stellar detektor, detekční element 0,75 mm, doba rotace 1 s, napětí 80-120 kV, anodový proud 3-24mA, hmotnost 998 kg (další informace).

Mimo mobilní CT pro vyšetření hlavy a krku jsou na trhu dostupné také CT skenery s velkým průměrem gantry, aby bylo možné vyšetřit celé tělo pacienta. Na těchto CT je možné vyšetřit hlavně statické části lidského těla, typicky vše mimo srdce. Na CT skenery jsou pro zobrazení srdce kladeny velmi vysoké požadavky, které samozřejmě takové mobilní CT nesplňuje.

Přehled mobilních CT skenerů pro vyšetření celého těla:
BodyTom Elite (Neurologica) – otvor gantry 85 cm (FoV neuvěřitelných 60 cm), 32-řadý solid-state detektor, detekční element 1,25 mm, doba rotace 1 s, napětí 80-140 kV, anodový proud 50-300 mA, hmotnost 1592 kg (další informace).

Je možné, že existuje více mobilních CT skenerů pro vyšetření celého těla, ale nemám o nich informace.

Ad 2. Výhodou klasických CT umístěných v návěsu s tahačem je to, že se jedná o klasické CT, tedy s velkým výkonem, krátkou dobou rotace (sub-sekundové časy), s velkou celkovou kolimací. Nevýhodou je nutnost častých kontrol kvality, protože CT přece jen dost trpí neustálým pojížděním v terénu. Vezmeme-li si, že kvalitní CT je založeno na přesné fokuzaci svazku elektronů z katody na anodu, pak jízda v hrbolatém terénu může způsobit dost škody. To je hlavní nevýhoda těchto mobilních CT.

Při psaní tohoto příspěvku jsem narazila na americkou společnost, která pronajímá CT skenery v návěsu. Jedná se o kvalitní CT skenery výrobců GE (Revolution Discovery 750HD, 750HD a VCT 64/128), Toshiba/Canon (Aquilion Prime SP 80, Aquilion Prime 160, Aquilion VeloCT a Aquilion 64 Whole Body) a Siemens (Somatom Perspective 64/128). Podle informací na webu možnosti pronájmu CT skeneru již využilo několik pracovišť, hlavně z důvodu vyšší poptávky po CT vyšetření u covidových pacientů.

U CT skenerů v návěsu ještě existuje několik možností přemístění, ne všechny CT v návěsu jsou připojeny k tahači. Buď se tedy jedná o CT v návěsu s možným připojením k tahači (obr. 3 vlevo), nebo se jedná o hybridní typ (obr. 3 uprostřed), u kterého se předpokládá, že takový skener zůstanu na místě po delší dobu, např. 3-6 měsíců, nebo se jedná o trvalý typ (obr. 3 vpravo), který lze instalovat s použitím jeřábu a v takovém případě se jedná o rozšíření prostor nemocnice o novou buňku, ve které je takový skener instalovaný.

Obr. 3: CT v návěsu s možným připojením k tahači (vlevo), hybridní typ umístění na dobu min. 3-6 měsíců (uprostřed) a trvalý typ (vpravo) [Lamboo medical (lamboo-medical.com)]

Poznámka: Neurologica byla pravděpodobně koupena firmou Samsung, takže některé výše zmíněné CT skenery jsou na webu dohledatelné i pod výrobcem Samsung. Ale myslím si, že to není pro pochopení příspěvku podstatné.

Radiační ochrana při operačních výkonech v ortopedii

International Atomic Energy Agency [1] nedávno na svém webu uveřejnila informace o radiační ochraně v ortopedii, společně s přehledem efektivních dávek u nejčastěji prováděných výkonů. Proto dnešní delší příspěvek bude zaměřen na toto téma také.

Skiaskopie se již stala nezbytnou součástí ortopedických operačních výkonů. Nejčastěji používaným rtg systémem je pojízdné C-rameno, které se pohybuje v rámci i několika operačních sálů a je používáno různými lékaři. Bohužel stále platí, že znalosti ohledně správného a bezpečného používání rtg záření nejsou mezi lékaři dostatečné [2].

Osobní dávky lékařů ani dávky pacientů z ortopedických výkonů s použitím C-ramene zdaleka nedosahují tak vysokých hodnot jako v případě intervenčních radiologických a kardiologických výkonů. Primárně díky tomu, že se nejedná o plně skiaskopicky naváděné výkony (ortoped využívá skiaskopii pouze ve velmi omezené míře) s prováděním akvizičních scén, případně digitální subtrakční angiografie. I přesto je však na místě dodržovat zásady radiační ochrany.

Mezi základní pravidla patří jednoznačně použití osobních ochranných pomůcek, zejména ochranných zástěr a ochranných límců. Ke zlepšení klinické praxe napomáhá vhodné teoretické vzdělání – jak rtg systém funguje, jakým způsobem vzniká rtg obraz, čím lze ovlivnit kvalitu obrazu a v neposlední řadě také jak lze ovlivnit dávku pacientovi i samotnému lékaři. Pozitivní vliv má také dobrá komunikace s radiologickým asistentem, jehož přítomnost při používání C-ramene je v mnoha zemích vyžadována.

Ačkoliv se použití ochranných pomůcek a teoretické vzdělání mohou zdát samozřejmé, tak irská studie [2] ukázala, že 65 % ortopedů v přípravě nemá v průběhu vzdělávání ani základní kurz radiační ochrany, 96 % ortopedů sice používá ochrannou zástěru, ale podstatně menší část používá také ochranný límec.

Jiná studie, tentokrát provedená v Anglii a Walesu [3], ukázala, že přestože existuje spousta studií o použití záření v ortopedii, pouze 8 z 50 lékařů ve výcviku některou studii četlo. Studie [3] také ukázala, že většina lékařů si není vědoma, že oblastí s nejvyššími dávkami na těle ortopeda jsou ruce (vědělo pouze 50 %). 32 % lékařů považuje za oblast s nejvyššími dávkami hlavu, 12 % trup a 6 % oči.

Ve studii [4] autor doporučuje provést u traumatických pacientek ve fertilním věku těhotenský test. Asi je to poněkud zvláštní přístup na dnešní dobu, pokud je to akutní stav, pak asi nebude čas provést test. I kdyby byl pozitivní, tak pokud je to akutní stav, tak se výkon s použitím rtg stejně provede. Zpětně se pak provede odhad dávky na plod a podle fáze těhotenství a dávky na plod se rozhodne o dalším postupu. Dávky na plod u těchto výkonů, kdy je použita často pouze skiaskopie (ale klidně po dobu několika minut), jsou relativně nízké. Prahová hodnota dávky na plod pro výskyt tkáňových (deterministických) účinků je docela vysoká, takže u většiny skiaskopických výkonů se prahové dávky nedosáhne.

Základní informace o C-ramenu a ochraně před zářením
Mezi základní součásti zobrazovacího řetězce u C-ramene patří rentgenka (zdroj záření), receptor obrazu (flat panel detektor nebo zesilovač obrazu – u starších nebo levnějších C-ramen), kolimátor a displej pro zobrazení rtg obrazu. Základní součásti jsou ilustračně znázorněny na obr. 1. Rentgenka produkuje záření, kolimátor upravuje velikost primárního rtg svazku, receptor obrazu detekuje záření prošlé pacientem a tvoří obraz, který se pak zobrazí na displeji.

Obr. 1: Základní součásti zobrazovacího řetězce (A – rentgenka, B – receptor obrazu, C – kolimátor, D – displej) [2]

Jen pro informaci ukázka, jak vypadá s C-rameno s flat panel detektorem a jak se zesilovačem obrazu, je uvedena na obr. 2.

Obr. 2: C-rameno s flat panel detektorem (vlevo) a se zesilovačem obrazu (vpravo)

Rentgenka generuje záření, které dopadá na pacienta, interaguje v pacientovi, velká část se pohltí, menší část se rozptýlí v pacientovi a také vyletí ven z pacienta (a ozáří pracovníky) a ještě menší část prochází pacientem a dopadá na receptor obrazu. Z těch poté vzniká rtg obraz.

Jakmile záření dopadne na pacienta, velká část záření se z pacienta rozptýlí zpětně, jak je uvedeno na obr. 3. Kvůli tomuto zpětnému rozptylu se doporučuje, aby, pokud je to možné, byla rentgenka umístěna pod pacientem, tedy pod stolem s pacientem. V takovém případě pak rozptýlené záření putuje k zemi a způsobuje staticky významně menší ozáření lékařů než v případě, kdy je rentgenka umístěna nad pacientem. Znázornění rozptýleného záření pro obě pozice rentgenky je znázorněno na obr. 3 červenými šipkami.

Obr. 3: Znázornění rozptýleného záření při pozici rentgenky pod pacientem (vlevo) a nad pacientem (vpravo) [2]

Množství rozptýleného záření a radiační zátěž z toho plynoucí pro lékaře lze redukovat zmenšením velikost rtg pole (správná kolimace, viz obr. 4), zmenšením prozařovaného objemu (co nejméně používat šikmé a bočné projekce, používat zadopřední) a také snížením napětí (na C-ramenech s expoziční automatikou manuální nastavení napětí většinou není možné, systém si ho volí automaticky). Současně s tím lze uplatnit všechna tři základní pravidla radiačních ochrany – ochrana vzdáleností (poodstoupení od pacienta, je-li to možné), ochrana stíněním (osobní ochranné prostředky, samostatně stojící stínící bariéry) a ochrana časem (čím kratší dobu se používá rtg záření, tím menší dobu jsem v rozptýleném záření, tím lépe).

Obr. 4: Nedostatečná kolimace (vlevo) a správná kolimace (vpravo) [2]

Autoři některých publikací doporučují při vkládání rukou do primárního rtg svazku použití ochranných rukavic se stínicím ekvivalentem. To však není vždy správná volba, protože jakmile ruka s rukavicí překryje aktivní oblast expoziční automatiky (oblast, ze které rtg systém na základě množství prošlého záření vyhodnocuje, je-li potřeba dávku zvýšit nebo snížit), rtg systém to vyhodnotí jako více zeslabující objekt a dávku zvýší. Toto zvýšení bude vyšší než v případě, že aktivní oblast expoziční automatiky překryje pouze ruka samotná (myšleno bez rukavice). Při použití rukavice sice dojde ke snížení dávky na ruku, ale tím, že dojde ke zvýšení dávky kvůli více zeslabujícímu objektu, je pak ušetřená dávka na ruce opravdu velmi nízká.

Dalším základním přístupem vedoucím k redukci dávek je použití pulzní skiaskopie (což je pro většinu pracovišť naprostá samozřejmost), redukce délky a počtu skiaskopických smyček (scén) a současně redukce počtu pulzů za sekundu. Standardně by to mělo být v rozsahu 1-6 pulzů/s, zatímco kontinuální skiaskopie používá 30 p/s. U akvizice, je-li použita (kvalitnější zobrazení s podstatně vyšší dávkou) se doporučuje používat single akvizice (pořízení pouze jednoho obrazu místo celé smyčky), je-li to možné a také minimalizovat počet obrazů při delší akvizici.

Většinu výše zmíněných způsobů k redukci radiační zátěže lze aplikovat současně, jedná se o přístup k ozáření jako takovému. Kdykoliv, kdy se využívá rtg záření, měl by ortoped pamatovat na základní princip ALARA – As Low As Reasonably Achievable – tak nízko, jak je rozumně dosažitelné. Tedy nedělat ze záření zabijáka a nestát v betonovém bunkru, ale ani nepoužívat záření víc, než je nezbytně nutné.

Použitá literatura
[1] Radiation protection of medical staff in orthopedic surgery | IAEA
[2] Kaplan DJ, Patel JN, Liporace FA, et al. Intraoperative radiation safety in orthopaedics: a review of the ALRA (As low as reasonably achievable) principle. Patien Saf Surg. 2016; 10: 27.
[3] Khan FR, Ul-Abadin Z, Rauf S, et al. Awareness and attitudes amongst basic surgical trainees regarding radiation in orthopaedic trauma surgery. Biomed Imaging Interv J 2010; 6(3): e25.
[4] Flik K, Kloen P, Toro JB, et al. Orthopaedic trauma in the pregnant patients. J Am Acad Orthop Surg. 2006; 14(3): 175-82.

Rtg vyšetření srdce a plic (3)

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

Rtg vyšetření srdce a plic (2)

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

Rtg vyšetření srdce a plic (1)

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)

Kumulativní efektivní dávky z opakovaných radiodiagnostických vyšetření

V posledních letech jsou dost ožehavým tématem dávky z opakovaných radiodiagnostických vyšetření. V tomto případě není opakovanými vyšetřeními myšleno znovuprovedení vyšetření z důvodu např. špatné kvality obrazu, ale situace, kdy pacienti podstupují některá vyšetření opakovaně z důvodu sledování léčby. Touto tématikou se zabýval také virtuální meeting ve dnech 19.-23. 10. 2020 uspořádaný International Atomic Energy Agency. Alespoň některé postřehy bych tu ráda uvedla, ale pro začátek uvedení do problematiky.

Různé studie ohledně kumulativních dávek z opakovaných vyšetření, zejména CT vyšetření, se začaly objevovat už cca před 10 lety, avšak pouze velmi výjimečně. Odhady kumulativních dávek v těchto studiích byly většinou založeny na vynásobení typických dávek počtem vyšetření. Mimo to se objevilo i několik studií, které se zabývaly kumulativními dávkami pro specifická onemocnění, zejména ta, u kterých pacienty často podstupují radiodiagnostické výkony. Typicky se jedná o pacienty s Crohnovou chorobou, s kardiologickým onemocněním, selhávajícími ledvinami, implantovanými stentgrafty atd.

Studie zabývající se kumulativními efektivními dávkami se ve větší míře objevují i dnes, avšak s podstatně přesnějšími odhady kumulativních efektivních dávek. Odhady kumulativních efektivních dávek jsou založeny na dose management softwarech neboli softwarech pro sledování dávek (více např. v příspěvku o CT optimalizaci). Díky těmto softwarům je již možné podstatně jednodušším způsobem určit, která onemocnění jsou spojena s vyššími kumulativními dávkami a také jaké přibližně jsou tyto kumulativní dávky. Do popředí zájmu se pak dostávají pacienti, u nichž je kumulativní efektivní dávka vyšší než 100 mSv.

Dříve se žilo v domnění, že pacienti s kumulativními efektivními dávkami vyššími než 100 mSv jsou spíše pacienti léčení ve speciálních centrech a že jsou to převážně starší pacienti s maligním onemocněním nebo s onemocněním s velmi špatnou prognózou. Takže se této problematice nevěnovala příliš pozornost.

Nové světlo na tuto problematiku vrhly až nedávno publikované studie, za nimiž často stál Madan Rehani, který se v poslední době zabývá osvětou této problematiky. Studie zahrnující CT vyšetření byly provedeny ve spolupráci s různými státy a zdravotnickými zařízeními. Mezi tyto studie patří zejména tři následující:

Zde jsou odkazy ke stažení jednotlivých článků:
Patients undergoing recurrent CT scans: assessing the magnitude (Rehani, M.)
Patients undergoing recurrent CT exams: assessment of patients with non-malignant diseases, reasons for imaging and imaging appropriateness (Rehani, M.)
Multinational data on cumulative radiation exposure of patients from recurrent radiological procedures: call for action (Brambilla, M.)

Do studií bylo zahrnuto 344 nemocnic ze 20 zemí, využívající 344 CT skenerů. Sběr dat trval od 1 do 5 let. Zahrnuto bylo 3,3 mil. pacientů (pouze ti, kteří podstoupili CT vyšetření opakovaně, ostatní pacienti zahrnuti nebyli), kteří podstoupili přes 5 mil. CT vyšetření. Ve studiích se řešil počet pacientů, kteří obdrží kumulativní efektivní dávku (CED, cumulative effective dose) vyšší než 100 mSv. Jen pro upřesnění proč zrovna mezní hodnota 100 mSv. Efektivní dávka 100 mSv bývá často označována jako hranice mezi „nízkými“ a „vysokými“ dávkami, u dávek nad 100 mSv byla ve studiích statisticky prokázána vyšší pravděpodobnost vzniku stochastických účinků.

Ze studií vyplynulo, že kumulativní dávku vyšší než 100 mSv obdrží 1,5 % pacientů, pro různé nemocnice se tato hodnota pohybovala mezi 0,6-3,4 % pacientů. V průměru se dá říct, že každý stý pacient obdrží kumulativní dávku z CT vyšetření vyšší než 100 mSv. Maximální počet CT vyšetření na jednoho pacienta byl 109 CT vyšetření, což mi popravdě přijde neuvěřitelné…

Následně Madan Rehani publikoval další článek (viz níže), ve kterém uvádí, že ve 35 zemích OECD se dá předpokládat, že přibližně 2,5 mil. pacientů obdrží kumulativní efektivní dávku vyšší než 100 mSv v průběhu pěti let.

V tomto naposled zmiňovaném článku se objevil odhad počtu pacientů s kumulativní efektivní dávkou vyšší než 100 mSv pro různé země (viz obr. 1), včetně České republiky. V České republice obdrží pravděpodobně 1 pacient na 1 tis. obyvatel kumulativní efektivní dávku vyšší než 100 mSv za pět let. Při počtu 10,5 mil. obyvatel to znamená, že za oněch pět let máme v ČR přibližně 10,5 tis. pacientů s kumulativní efektivní dávkou vyšší než 100 mSv. Což není úplně málo. Další šokující zjištění na základě analýzy dat přišlo následně, když se zjistilo, že více než 1 tis. pacientů obdržel za jeden den kumulativní efektivní dávku vyšší než 100 mSv a 31 tis. pacientů obdrželo kumulativní efektivní dávku vyšší než 50 mSv za jeden den. To znamená, že tito pacienti podstoupili i několik CT vyšetření během jednoho dne (navíc zde nejsou zahrnuty ještě další radiodiagnostické, případně radioterapeutické výkony, např. intervenční výkony, u který pacienti také mohou v jednom sezení obdržet několik desítek mSv). Často se vůbec nejednalo o starší pacienty, 20 % pacientů bylo mladší než 50 let, tj. každý pátý pacient. Z hlediska indikací, a tedy onemocnění, se ukázalo, že 10 % pacientů bylo indikováno k CT vyšetření z důvodu nemaligního onemocnění.

Obr. 1: Počet pacientů s kumulativní efektivní dávkou vyšší než 100 mSv za 5 let normovaný na 1000 obyvatel

Použitá literatura
Rehani, M. Radiation doses in recurrent imaging: Where do we stand and way forward? Technical meeting on the justification and optimization of protection of patients requiring multiple imaging procedures. IAEA, October 19-23, 2020

Nový webový software pro odhad dávek na plod z CT vyšetření

Občas je v klinické praxi potřeba odhadnout dávku na plod z některých rtg vyšetření, typicky CT vyšetření, které mohlo být provedeno např. při nerozpoznaném těhotenství v době CT vyšetření. Způsobů, jak lze provést odhad dávky na plod, je několik. Jedním ze způsobů je použití vhodných konverzních koeficientů (více zde), pomocí kterých se převede hodnota CTDIvol na dávku na plod. Dalším ze způsobů je použití vhodného softwaru, nejčastěji založeného na Monte Carlo simulacích. Určitě bych neměla zapomenout ještě jeden způsob jak odhadnout dávku na plod, a to měřením na antropomorfním fantomu. Jedná se o komplikovaný a časově velmi náročný způsob, proto se upřednostňují ony dva způsoby zmíněné výše.

Přehled softwarů pro odhad dávky na plod byl uveden již dříve. Ze softwarů se jako vhodný a snadno přístupný jeví software CODE, vyvinutý kolegy, radiologickými fyziky, na University of Crete. Jedná se o software přístupný bezplatně po přihlášení. Software, o kterém si řekneme nyní, je k dispozici již pár týdnů a výhodou je přístup bez jakékoliv registrace a poplatku.

Jedná se o webový, volně přístupný software umístěný na www.fetaldose.org. Software vyvinuli na University of Zurich ve Švýcarsku. Rozhraní softwaru je uvedeno na obr. 1.

Obr. 1: Rozhraní webového softwaru Fetaldose

Jak je patrné z obr. 1, je pro odhad dávky na plod potřeba pouze několik málo vstupních hodnot. Jedná se o fázi těhotenství, na výběr je ze tří možností: 0.-3., 3.-6. nebo 6.-9. měsíc. Dále elektrický potenciál (napětí), na výběr je z pěti možností: 100, 110, 120, 130 a 140 kV. Není k dispozici nižší hodnota než 100 kV. A nakonec ještě objemový kermový index CTDIvol, který umožňuje použití předpočítané hodnoty CTDIvol normalizované na dávku na plod. Jako nepovinný parametr je pak možné zadat i obvod pacientky v místě dělohy. Tento parametr zpřesňuje odhad dávky na plod (odhad dávky na plod z fetaldose.org v porovnání s hodnotami odhadnutými pomocí Monte Carlo simulací), relativní chyba se pak pohybuje v hodnotách -20 % až +21 %, zatímco bez korekce na obvod pacientky je relativní chyba -36 % až +28 %. Před výpočtem je ještě potřeba zadat rozsah CT skenu. Poté se již pouze stiskne tlačítko „calculate“ a software zobrazí odhad dávky na plod.

Výhodou softwaru je jeho nezávislost na výrobci a požadavek pouze na několik málo lehce dostupných parametrů CT skenu. Dále také to, že je pacientsky specifický, protože je možné zadat obvod pacientky, na základě kterého je pak provedena korekce dávky na plod, aby byl odhad přesnější. Nevýhodou je to, že jsou simulovány pouze tři fáze gravidity – 3., 6. a 9 měsíc, nic mezi tím.

Software byl validován na dvou CT skenerech na 29 těhotných pacientkách (retrospektivně), které podstoupily akutně CT vyšetření břicha nebo se jednalo o traumatologickou indikaci. Autoři v článku popisujícím software fetaldose.org uvádějí, že při porovnání jejich odhadu s odhadem pocházejícím z jiného komerčně dostupného softwaru, konkrétně Radimetrics, došli k relativnímu rozdílu 10 %. Dokonce byly jejich odhady bližší hodnotám pocházejícím z Monte Carlo simulací než odhady jiného komerčně dostupného softwaru.

Závěrem bych řekla, že se jedná o užitečný a lehce dostupný nástroj pro odhad dávky na plod, aby radiologický fyzik věděl, v jakých hodnotách se dávka pohybuje a na základě toho doporučil další postup. Vřele doporučuju si tento software zapamatovat :).

Použitá literatura
Saltybaeva N, Platon A, Poletti PA, et al. Radiation dose to the fetus from computed tomography of pregnant patients – Development and validation of web-based tool. Investigative Radiology 2020;