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

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).

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 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

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.