Upozornění pro čtenáře a uživatele této knihy
Všechna práva vyhrazena. Žádná část této tištěné či elektronické knihy nesmí být reprodukována ani šířena v papírové, elektronické či jiné podobě bez předchozího písemného souhlasu nakladatele. Neoprávněné užití této knihy bude trestně stíháno. Automatizovaná analýza textů nebo dat ve smyslu čl. 4 směrnice 2019/790/EU a použití této knihy k trénování AI jsou bez souhlasu nositele práv zakázány.

Ing. Lucie Súkupová, Ph.D., EACMPE

CT
průvodce technikou výpočetní tomografie

Recenze:
Doc. MUDr. Marek Mechl, Ph.D., MBA
Ing. Jaroslav Ptáček, Ph.D.

Vydání odborné knihy schválila Vědecká redakce nakladatelství Grada Publishing, a.s.

© Grada Publishing, a.s., 2024
Cover Design © Grada Publishing, a.s., 2024
Foto na obálku dodala autorka.

Vydala Grada Publishing, a.s.
U Průhonu 22, Praha 7
jako svou 9329. publikaci
Odpovědná redaktorka Mgr. et Mgr. Olga Kopalová
Sazba a zlom Ondřej Mikulecký
Obrázky nakreslil Edvard Vajgl, fotografie pocházejí z archivu autorky, není-li u jednotlivých snímků uvedeno jinak.
Počet stran 328
1. vydání, Praha 2024
Vytiskla TISKÁRNA V RÁJI, s.r.o., Pardubice

Názvy produktů, firem apod. použité v knize mohou být ochrannými známkami nebo registrovanými ochrannými známkami příslušných vlastníků, což není zvláštním způsobem vyznačeno.

Postupy a příklady v této knize, rovněž tak informace o lécích, jejich formách, dávkování a aplikaci jsou sestaveny s nejlepším vědomím autorů. Z jejich praktického uplatnění však pro autory ani pro nakladatelství nevyplývají žádné právní důsledky.

ISBN 978-80-271-7397-6 (ePub)
ISBN 978-80-271-7396-9 (pdf)
ISBN 978-80-271-5009-0 (print)

Děkuji Edvardu Vajglovi za úžasné a velmi precizně nakreslené obrázky, nad kterými strávil desítky, spíše stovky hodin.

Lucie Súkupová

Seznam zkratek

AI

umělá inteligence (artificial intelligence)

AP

předozadní

ATCM

automatická modulace proudu (automatic tube current modulation)

ATVS

automatická volba napětí (automatic tube voltage selection)

CBCT

cone-beam CT

CE

značka evropské shody

CIED

srdeční implantabilní elektronické prostředky
(cardiac implantable electronic devices)

CNN

konvoluční neuronové sítě

CNR

podíl kontrastu a šumu (contrast-to-noise ratio)

CTDI

dávkový (kermový) index výpočetní tomografie

DFoV

rekonstruované FoV (display FoV)

DL

deep learning (hluboké učení)

DLP

součin dávky (kermy) a délky

DLR

deep learning rekonstrukce

DQE

detekční kvantová účinnost (detective quantum efficiency)

DRI

Dose Right Index (parametr kvality obrazu u výrobce Philips)

DRÚ

diagnostická referenční úroveň

DSA

digitální subtrakční angiografie

EID

energy-integrating detektor
(detektory integrující signál ze všech absorbovaných částic do jednoho
výstupního signálu)

FBP

filtrovaná zpětná projekce (filtered backprojection)

FDA

Food and Drug Administration (obdoba Státního úřadu pro kontrolu léčiv v ČR)

FoV

pole zájmu (field of view)

HIR

hybridní iterativní rekonstrukce

HU

Hounsfieldova jednotka

HVL

polotloušťka (half-value layer)

ICRP

International Commission on Radiological Protection

IQ

Image Quality (parametr kvality obrazu u výrobce Siemens)

IR

iterativní rekonstrukce

LAT

boční

MAR

redukce kovových artefaktů (metal artefact reduction)

MBIR

model-based iterativní rekonstrukce

MRI

zobrazení magnetickou rezonancí

MSAD

multiple scan average dose

MTF

modulační přenosová funkce (modulation transfer function)

NI

Noise Index (parametr kvality obrazu u výrobce GE)

NPS

spektrum šumu (noise power spectrum)

OECD

Organisation for Economic Co-operation and Development

PA

zadopřední

PCD

photon-counting detektory (detektory čítající fotony)

PMMA

polymetylmetakrylát (plexisklo pro simulaci zeslabení pacienta)

px

pixel (obrazový prvek, pixel element)

ref. mAs

referenční hodnota mAs (parametr kvality obrazu u výrobce Siemens)

RDSR

dávkový strukturovaný report (radiation dose structured report)

ROI

oblast zájmu (region of interest)

SD

směrodatná odchylka (ale také parametr kvality obrazu u výrobce Canon)

SNR

podíl signálu a šumu (signal-to-noise ratio)

SPR

podíl rozptýleného a primárního záření (scatter-to-primary ratio)

SFoV

skenované FoV (scan FoV)

SÚJB

Státní úřad pro jadernou bezpečnost

TNC

skutečný nativní (true non-contrast)

UHR

ultra vysoké rozlišení (ultra high resolution)

VGA

vizuální hodnocení kvality (visual grading analysis)

VNC

virtuální nativní (virtual non-contrast)

WED

ekvivalentní tloušťka vody (water-equivalent diameter)

WL

střed okna (window level)

WW

šířka okna (window width)

Poznámky

Vývoj CT jde neustále kupředu, proto je možné, že některá terminologie nebo popsané chování CT skenerů některých výrobců se již změnilo. Avšak stále by se jednalo o změny, které budou platit na nových CT skenerech, pro starší CT skenery platí to, co je uvedeno.

V průběhu psaní knihy bylo nutné některé kapitoly přepracovat, např. kapitolu 18 Spektrální CT zobrazení, protože to, co se jevilo na začátku roku 2021 nepravděpodobné, se v průběhu několika měsíců stalo realitou.

U CT skenerů některých výrobců je chování jednotlivých nástrojů popsáno detailněji, u jiných méně. Je to založeno na dostupných informacích v různých publikacích, pro některé výrobce je detailní popis chování dostupný bohužel pouze v omezené míře.

Tato publikace není dozajista vyčerpávající, určitě by mohla obsahovat spoustu dalších kapitol, např. o CT perfuzi, o perioperačním CT, o mobilních CT skenerech, nebo by některé uvedené kapitoly mohly jít více do hloubky. Z mnoha důvodů to nebylo možné, ale i přesto jsem se snažila uvést ty kapitoly, které budou podle mého nejužitečnější. Záměrně jsem vynechala popis rentgenek a interakcí rtg záření s pacientem, protože byly detailně popsány v mé první publikaci Radiační ochrana při rentgenových výkonech – to nejdůležitější pro praxi, která vyšla v nakladatelství Grada Publishing v roce 2018. Na tuto publikaci se také v textu u některých základních informací často odkazuji.

Pro jednoznačnost je pro sekundu použit místo označení s výraz sec, podobně pro ms je použito msec.

Ještě poslední upřesnění. Není-li uvedeno jinak, pak se pod termínem šum myslí relativní šum, nikoliv konkrétní hodnota kvantového šumu. Kvantový šum se stanovuje jako druhá odmocnina počtu detekovaných fotonů v daném detekčním elementu. Proto pro něj platí, že s rostoucí dávkou, resp. s větším počtem detekovaných fotonů, narůstá. S rostoucí dávkou ale klesá relativní šum, vyjádřený jako poměr signálu a šumu (signal-to-noise ratio), což je šum, který vnímá pozorovatel v CT obraze okem.

Úvod

Výpočetní tomografie (computed tomography, CT) je velmi dostupnou zobrazovací modalitou, která je k dispozici na mnoha pracovištích v ČR, a to jak na úrovni fakultních nemocnic, krajských nemocnic, tak také větších i menších poliklinik, včetně těch privátních. Z údajů OECD (2021) je zřejmé, že se počet CT skenerů na 1000 obyvatel od roku 1991 neustále zvyšuje. V roce 1991 byl v ČR počet obyvatel 10,5 milionu a nacházelo se tu 22 CT skenerů (starší data nejsou k dispozici). O deset let později, v roce 2001, to bylo již 120 CT skenerů, v roce 2011 155 CT skenerů a v roce 2019 (novější statistika nebyla v době psaní knihy k dispozici) již 172 CT skenerů. S vyšším počtem CT skenerů bylo samozřejmě provedeno také více CT vyšetření. V roce 2004 to bylo cca 702 000 CT vyšetření (starší data nejsou k dispozici), v roce 2011 to bylo 940 000 CT vyšetření a v roce 2019 již téměř 1,2 milion CT vyšetření.

Při porovnání počtu CT skenerů v ČR (16 CT skenerů / 1 milion obyvatel) s ostatními zeměmi OECD (data z 33 zemí) je ČR na 26. místě, přičemž tři vedoucí pozice obsadilo Japonsko, Austrálie a Island s počty 112, 70 a 47 CT skenerů / 1 milion obyvatel. V rámci Evropské unie je ČR na 16. místě z 19 států, pro které byla data k dispozici, přičemž první tři pozice obsadilo Řecko, Dánsko a Lotyšsko s počty 43, 41 a 37 CT skenerů / 1 milion obyvatel.

Z hlediska počtu CT vyšetření je ČR v rámci zemí OECD na 21. místě (data z 28 států) s počtem 114 CT vyšetření / 1000 obyvatel, v rámci Evropské unie na 14. místě z 19. Nejvyšší tři příčky v rámci zemí OECD obsadila Korea, Turecko a Lucembursko s počtem 249, 235 a 223 CT vyšetření / 1000 obyvatel, v rámci Evropské unie pak Lucembursko, Belgie a Francie s počty 223, 205 a 199 CT vyšetření / 1000 obyvatel. V roce 2008 bylo na nejvyšší příčce z pohledu počtu CT vyšetření / 1000 obyvatel Řecko, které v tu dobu uvedlo, že je provedeno 325 CT vyšetření / 1000 obyvatel. Tato informace vzbudila pozdvižení, Řecko v tomto ohledu předběhlo i USA, které v témže roce uváděly 240 CT vyšetření / 1000 obyvatel. Důvod, proč bylo v Řecku provedeno tolik CT vyšetření, nebyl dosud jednoznačně objasněn. V roce 2013 byl publikován příspěvek autora Seimenis et al. (2013), ve kterém je jako důvod uvedeno to, že v Řecku je téměř dvojnásobný počet lékařů na 1 obyvatele než v ostatních zemích OECD, což vede k nadmíře indikací, a současně je důvodem to, že bylo CT vyšetření velmi levné. Hodnota CT vyšetření hrudníku v Řecku byla 88 $, zatímco např. v USA byla cena 332 $.

V ČR platí, že při počtu obyvatel 10,5 milionu a počtu CT vyšetření 1,2 milionu / rok podstoupí CT vyšetření každoročně v průměru každý devátý obyvatel. V Lucembursku je to pak přibližně každý čtvrtý obyvatel.

Ze statistických údajů uvedených v publikaci SÚJB (2021) vyplynulo, že nejčastěji prováděným CT vyšetřením je CT vyšetření hlavy, které představuje 40 % všech CT vyšetření. Následuje vyšetření trupu, které tvoří 18 %, poté hrudníku (15 %) a břicha (11 %). Nejvyšší efektivní dávka plyne z CT vyšetření trupu – 17 mSv, následuje vyšetření břicha – 10 mSv a pánve – 7 mSv. Uvedené efektivní dávky pro CT vyšetření pocházejí z jedné fáze, avšak CT vyšetření se často provádí vícefázově, např. dvou-, tří- až čtyřfázově. Pak CT vyšetření břicha ve třech fázích může obnášet i efektivní dávku 30 mSv, ale efektivní dávka záleží na mnoha dalších okolnostech. Ve studii Smith-Bindman et al. (2019), které se zúčastnilo 151 institucí ze sedmi zemí, autoři uvádějí velmi velkou variabilitu dávek, mediány efektivní dávky pro CT vyšetření břicha se pro jednotlivá pracoviště pohybují v rozmezí 5–32 mSv.

Dle publikace BEIR VII (2006) každý obyvatel planety každoročně obdrží efektivní dávku 1–10 mSv, v průměru 2,4 mSv, z přírodního pozadí. K té dále přispívá dávka z umělých zdrojů, která je v průměru 0,6 mSv a téměř z 80 % je tvořena lékařským ozářením.

Pro ČR je průměrná efektivní dávka z lékařského ozáření poněkud vyšší, je to 1,16 mSv. V USA je tato hodnota dvojnásobná, v průměru obdrží každý jednotlivec efektivní dávku 2,3 mSv.

Obecně se z pohledu rtg zobrazování řadí CT vyšetření k vysokodávkovým modalitám, stejně jako intervenční výkony. I když v ČR představují CT vyšetření „pouze“ 6,8 % všech rtg vyšetření, přispívají 76 % ke kolektivní dávce plynoucí z lékařského ozáření. Efektivní dávky skiagrafických vyšetření se pohybují pod hodnotou 1 mSv, zatímco u CT vyšetření se jedná o efektivní dávky v jednotkách až desítkách mSv. Například pro skiagrafické vyšetření srdce a plic se dávka pohybuje v rozmezí 0,02–0,1 mSv, pro CT vyšetření mozku je to 1–2 mSv, pro CT vyšetření břicha 6–10 mSv na jednu fázi a pro vyšetření srdce v závislosti na způsobu náběru i 15–30 mSv. Z toho je zřejmé, že i malé snížení dávek u CT, např. o 10–20 % u každého pacienta, bude mít velký dopad na kolektivní dávku.

První CT sken, konkrétně sken mozku, byl proveden již v roce 1971. Od té doby prošly všechny komponenty CT skeneru, ať samotné rentgenky, detektory, způsob náběru dat, nebo způsob rekonstrukce, obrovským vývojem a CT vyšetření se díky své využitelnosti stalo významnou radiodiagnostickou metodou.

Použitá literatura

•BEIR VII. Health Risks from Exposure to Low Levels of Ionizing Radiation: BEIR VII – Phase 2. Committee to Assess Health Risks from Exposure to Low Levels of Ionizing Radiation, National Research Council, 2006.

•FDA. What are the radiation risks from CT? FDA. U.S. Food and Drug Administration, FDA. Dostupné z: https://www.fda.gov/radiation-emitting-products/medical-x-ray-imaging/what-are-radiation-risks-ct.

•Mettler FA Jr, Mahesh M, Bhargavan-Chatfield M et al. Patient Exposure from Radiologic and Nuclear Medicine Procedures in the United States: Procedure Volume and Effective Dose for the Period 2006–2016. Radiology. 2020; 295(2): 418–427. doi:10.1148/radiol.2020192256.

•NCRP 184. Medical radiation exposure of patients in the United States, NCRP report 184. National Council on Radiation Protection and Measurements, 2019, Bethesda.

•OECD (2021). Computed tomography (CT) scanners. https://data.oecd.org/healtheqt/computed-tomography-ct-scanners.htm#indicator-chart.

•OECD (2021). Computed tomography (CT) exams (indicator). https://data.oecd.org/healthcare/computed-tomography-ct-exams.htm.

•Seimenis I, Argentos S, Efstathopoulos S. Greece‘s high CT scanning record. Nature. 2013; 503(7477): 469. doi:10.1038/503469d.

•Smith-Bindman R, Wang Y, Chu P et al. International variation in radiation dose for computed tomography examinations: prospective cohort study. BMJ. 2019; 364: k4931. doi:10.1136/bmj.k4931.

•SÚJB (2021). Hodnocení lékařského ozáření. https://www.sujb.cz/fileadmin/sujb/docs/radiacni-ochrana/lekarske_ozareni/Bulletinlo2021.pdf.

1Vývoj CT

Doba CT skenu se od prvního použití v sedmdesátých letech 20. století velmi zkrátila, přibližně o 8 řádů (stomilionkrát) z pohledu počtu nabíraných dat (pixelů) za jednotku času, což bylo možné zejména díky dvěma velkým pokrokům. Prvním z nich byla kratší doba rotace rentgenky, takže i s použitím jednořadého CT (pouze jedna řada detektorů) bylo možné získat za danou dobu více dat. Druhým pak bylo použití víceřadých detektorů, pomocí kterých je možné paralelně nabírat data pro více řezů. V dnešní době se jedná až o 320 řad detektorů umožňujících náběr až 640 datových stop.

Z hlediska nejkratšího skenovacího času, který je primárně určen dobou rotace rentgenky v gantry, jsou hodnoty v řádu jednotek minut u prvních CT skenerů až k desetinám sekundy u současných CT skenerů. Minimální skenovací čas na jednu rotaci se dnes pohybuje okolo 0,25 sec.

Mohlo by se zdát, že doba rotace rentgenky bude i nadále klesat, ale zde je nutné vzít v potaz některé limitace. První limitací je významný nárůst odstředivé síly při větší rychlosti, a tedy kratší době rotace. Odstředivá síla narůstá s druhou mocninou rychlosti. V případě doby rotace 0,42 sec vede odstředivé zrychlení k přetížení 17 G působící na rentgenku, v případě doby rotace 0,25 sec je to přes 40 G a v případě doby rotace 0,20 sec je to již 75 G. Právě odstředivé zrychlení je největším limitujícím faktorem při použití rotačních časů < 0,2 sec. Nicméně je možné, že v budoucnu skutečně budou rotační časy kratší než 0,2 sec.

Druhou limitací je požadavek na větší výkony rentgenky, protože pro udržení stejné kvality obrazu musí v kratším čase vyprodukovat stejné množství fotonů jako v tom původně delším. Výkon rentgenek se zvýšil z původních 2 kW v roce 1972 na současných 120 kW.

Vývoj v CT zobrazení však neprobíhal pouze v oblasti rychlosti a výkonu, ale také v dalších oblastech. Mezi další pokroky bezesporu patří automatická modulace proudu, automatická volba napětí, efektivnější filtrace, větší celková kolimace (až 16 cm na jednu rotaci), menší single kolimace (detekční elementy o velikosti i pouhých 0,25 mm), plovoucí ohnisko (umožňující získat lepší prostorové rozlišení), možnost použít nižších hodnot napětí (umožňující snížení radiační zátěže zejména u dětí) a v neposlední řadě sem patří také skenování se současným použitím dvou energií a v dnešní době již i spektrální zobrazení. Každé z těchto vylepšení bude ještě detailně popsáno dále v textu.

1.1Vývojové generace CT skenerů

CT se vyvíjelo postupně. Dosud existuje sedm generací, a ač se to zdá nepravděpodobné, vyšší pořadí generace neznamenalo nutně pokrokovější CT skener. Někdy bylo potřeba se ve vývoji vrátit o krok nazpět.

První generace CT se datuje do roku 1971 (takže v době vzniku této knihy je to již více než 50 let), kdy se pro náběr dat využívala kombinace translačního a rotačního pohybu, viz obr. 1.1. Využívalo se tužkového rtg svazku o rozměru 3 mm v axiální rovině (rovina XY) a 13 mm v podélném směru (osa Z, odpovídá tloušťce řezu) s jedním protilehlým detektorem. Jako detektor se využíval scintilační detektor NaI(Tl). Průměr rekonstruovaného pole zájmu – field of view (FoV) – byl 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 × 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 jednalo o významný pokrok v zobrazování. První CT obraz byl představen na kongresu British Institute of Radiology v roce 1972.

Obr. 1.1 První generace CT – kombinace translačního a rotačního pohybu

V roce 1974 se objevila druhá generace CT, která stále kombinovala translační a rotační pohyb a využívala již mírně vějířového rtg svazku, viz obr. 1.2, náběr dat byl rychlejší. V počátcích zahrnovaly CT skenery pouze tři detektory, takže získání dat pro jeden řez hlavou trval přibližně 2 min (cca 3× rychlejší než pro první 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 sec.

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. 1.3. 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 po obvodu kruhové výseče a rotovaly společně s rentgenkou. Nevýhodou této generace byl však vznik kruhových artefaktů (viz kapitola 12 CT artefakty). Ale proč netrpěly kruhovým artefaktem také předchozí generace? U dvou předchozích generací byl vlastně každý detektor kalibrován na začátku každého translačního pohybu na okraji skenovaného pole (jednalo se o dynamickou kalibraci), protože bylo možné zjistit jeho odezvu na ozáření, při kterém rtg svazek neprochází pacientem. U třetí generace však toto 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, i s malou nepřesností 0,1 %, pak měl za následek vznik onoho zmíněného kruhového artefaktu.

Obr. 1.2 Druhá generace CT – kombinace translačního a rotačního pohybu s vějířovým rtg svazkem

Vývoj CT šel i nadále rychle kupředu a v roce 1976 se objevila čtvrtá generace CT, kdy rotovala pouze rentgenka, detektory byly stacionární a byly umístěny po celém obvodu gantry, viz obr. 1.4. Tím se zamezilo vzniku kruhových artefaktů. V počátečních fázích čtvrté generace se využívalo 600 detektorů, v pozdější fázi dokonce 8000 detektorů. Nevýhodou této generace byla vysoká cena – detektory byly po celém obvodu gantry, ale přesto se při CT skenu využívala v každém okamžiku maximálně 1/4 ze všech detektorů (zbývající 3/4 byly mimo vějířový svazek). Kvůli větší efektivitě se akceptovalo záření z většího úhlu, nebylo možné použít protirozptylovou mřížku (viz část 4.4 Post-pacientská filtrace a detekce záření), což mělo logicky za následek více rozptýleného záření.

Obr. 1.3 Třetí generace CT – rotační pohyb rentgenky s vějířovým rtg svazkem s protilehlými detektory

Obr. 1.4 Čtvrtá generace CT – rotační pohyb rentgenky s vějířovým rtg svazkem s detektory po celém obvodu gantry

Pátou generaci ve vývoji CT, která přišla po roce 1980, představuje tzv. electron-beam CT, které bylo určeno výhradně pro vyšetření srdce. Na rozdíl od všech předchozích generací se zde využívalo stacionární rentgenky a stacionárních detektorů, viz obr. 1.5. Záření tedy již nebylo produkováno rentgenkou rotující kolem pacienta v gantry, ale využívalo magnetického zakřivení (nasměrování) svazku elektronů z elektronového děla na wolframové půlprstence (přesněji čtyři kranio-kaudálně vedle sebe pokrývající v axiálním směru úhel 210°) sloužící jako anoda, které byly umístěny okolo pacienta. Naproti čtyřem wolframovým půlprstencům byly umístěny dvě řady detektorů k detekci prošlého záření. Celkem bylo možné získat najednou osm řezů. Velkou výhodou bylo excelentní časové rozlišení – 50 msec, některé zdroje uvádějí až dokonce neuvěřitelných 17 msec. To bylo možné díky tomu, že se jednalo o stacionární geometrii – svazek elektronů byl směrován pouze elektromagneticky, nebylo potřeba žádných rotujících částí. Nevýhodou bylo jednostranné použití – CT skener byl dedikován pouze k vyšetření srdce, malá fluence rtg fotonů neumožňovala vyšetření jiných částí těla, dokonce ani srdce u obéznějších pacientů.

V nynější době se v klinické praxi používají systémy třetí generace CT, tj. rotující rentgenka s pevně spjatými protilehlými detektory. Došlo tedy k návratu od čtvrté a páté generace ke generaci třetí. Čtvrtá ani pátá generace nenašly dostatečné uplatnění kvůli nevýhodám, které jsou s těmito generacemi spojené. Nicméně třetí generace CT skenerů mezitím prošla velkým vývojem, zejména byla zavedena slip-ring technologie (viz část 4.5 Slip-ring technologie), která umožnila helikální skenování, proto se tato generace označuje jako šestá generace CT. První CT skenery využívající slip-ring technologii byly uvedeny na trh v roce 1987, komerčně začali velcí výrobci využívat slip-ring technologii od roku 1990. Doba skenu se tím výrazně zkrátila, přibližně na 1 sec/řez. Následně došlo ke zvýšení počtu řad detektorů a mluví se již o sedmé generaci CT. Počty detektorových řad se pohybují nejčastěji v rozmezí 64–320, ale díky plovoucímu ohnisku (viz část 2.2 Profily zeslabení a vzorkování signálu) je možné rekonstruovat s 320 řadami detektorů až 640 řezů. Velkým počtem řad detektorů je pak možné naskenovat objem o délce až 16 cm při sekvenčním skenování v rámci jedné rotace, jiné skenery umožňují v helikálním módu naskenovat i objem o délce přes 70 cm za 1 sec při použití dostatečně velkého pitch faktoru (> 3). Doba celotělového skenu se tak pohybuje v jednotkách sekund.

Rekonstruovaná matice má standardně rozměr 512 × 512 px a hloubku 12 bitů (např. pro potřeby plánování radioterapie až 16 bitů), ale u řady CT skenerů je možné získat i matici o rozměru 1024 × 1024 px, případně s ultra vysokým rozlišením (UHR) o velikosti 2048 × 2048 px. Nicméně s UHR je možné skenovat v rámci jedné rotace pouze velmi omezený objem, nelze např. skenovat 16 cm/rotaci a očekávat matici 2048 × 2048 px. Velikost detekčních elementů v ose Z (definovaná v izocentru, viz část 7.5 Single kolimace) se pohybuje běžně v rozmezí 0,5–0,625 mm, pro UHR pak někteří výrobci využívají detekční elementy o velikosti 0,25 mm nebo techniku převzorkování (viz část 2.2 Profily zeslabení a vzorkování signálu).

Na vývoj CT se může pohlížet také z jiného pohledu, konkrétně z pohledu pokroků, které lze rozdělit do tří hlavních kategorií:

1. izotropní volumetrické zobrazení,

2. dostatečné časové rozlišení,

3. spektrální informace pro klasifikaci materiálového složení.

Obr. 1.5 Pátá generace CT – electron-beam CT

U první kategorie bylo cílem získat dostatečně kvalitní obrazy pro statické objekty, následně pak pokrytí většího objemu na jeden nádech pacienta a poté izotropní (ve všech třech směrech X, Y, Z stejné) rozlišení skenovaného objemu.

U druhé kategorie se jednalo o získání dostatečného časového rozlišení u dynamických procesů pacienta ve velkém skenovaném objemu díky významnému urychlení rotace rentgenky v gantry, většímu pokrytí detektory, velkému pitch faktoru a pokročilým rekonstrukčním algoritmům.

A co se týká třetí kategorie, hlavním cílem bylo dodat do rekonstruovaných dat „barvu“ neboli získat spektrální informace a tím informace o materiálovém složení – ať použitím skenování při dvou energiích (viz kapitola 17 Dual-energy CT zobrazení), nebo spektrálním zobrazením (viz kapitola 18 Spektrální CT zobrazení).

1.2Vývoj rtg svazku

Popis generací CT skenerů uvedený výše se používá standardně při seznamování s vývojem CT. Nicméně na vývoj CT se dá pohlížet i z jiného pohledu, a to z pohledu tvaru rtg svazku.

Obecně existují tři geometrie rtg svazku. Tužkový svazek (pencil beam), vějířový svazek (fan beam) a kuželový svazek (cone beam). V případě kuželového svazku bude v knize používána anglická terminologie „cone-beam“. Všechny tři typy rtg svazků jsou uvedeny na obrázku 1.6.

Obr. 1.6 Možné tvary rtg svazku – tužkový (nahoře), vějířový (uprostřed) a cone-beam (dole)

Tužkový svazek se využíval u první generace CT skenerů, přičemž se jednalo o paralelní svazek, tj. provedla se jedna projekce tužkovým svazkem, poté se zdroj vůči zobrazovanému objektu posunul, provedla se další projekce atd. Poté se provedla rotace a opět se paralelními svazky proskenoval celý vyšetřovaný objem. Takže náběry pak byly tvořeny paralelními svazky. To se muselo provést pro každý řez vyšetřovaného objemu. Prvotní ideou CT vyšetření byla kompletní eliminace rozptýleného záření, ale i u tužkového svazku nějaké rozptýlené záření detektoru dosáhlo, ačkoliv ve srovnání např. se skiagrafií ho bylo velmi málo, viz obr. 1.7 vlevo.

Vějířový svazek byl poprvé zaveden u třetí generace CT, jednalo se o CT skenery s jednou řadou detektorů. Již nebylo potřeba kombinovat translační a rotační pohyb, rotační pohyb samotný byl dostatečný. Vějířový svazek s sebou samozřejmě přinesl i více rozptýleného záření ve srovnání s tužkovým svazkem, ale díky jedné řadě detektorů (o tloušťce cca 1 cm) bylo rozptýleného záření podstatně méně než ve zmiňované skiagrafii, kdy je velikost pole i 40 cm. Pro redukci rozptýleného záření se využívala protirozptylová mřížka (více v části 4.4 Post-pacientská filtrace a detekce záření), viz obr. 1.7 vpravo.

Cone-beam svazek již umožňuje náběr dat pro několik řezů současně v rámci jedné rotace, protože se jedná o vějířový svazek ve dvou kolmých směrech, tvoří jakoby kužel. Cone-beam svazek se využívá u nynějších CT skenerů, kde nahradil původně vějířový svazek. Nevýhodou takového svazku je však velké množství rozptýleného záření, které je potřeba redukovat použitím protirozptylové mřížky před vstupem do detektoru.

Obr. 1.7 Tužkový svazek s minimálním rozptylem (vlevo) a vějířový svazek s protirozptylovou mřížkou (vpravo)

Rtg svazek vycházející z rentgenky může mít různou velikost. V rovině XY (azimutální úhel) je rtg svazek obvykle rozevřený na 50–60°, v ose kolmé, tedy ose Z (podélná osa pacienta) je rtg svazek rozevřený na 2–15°. Ukázka je uvedena na obrázku 1.8.

Obr. 1.8 Rtg svazek v rovině XY (vlevo) a rtg svazek v podélné ose Z (vpravo) (převzato z Behling, 2015, a upraveno)

Použitá literatura

•Alsharef Farah A. CT-Generations. CT-Generations. 0dd4d3af-c85d-475a-b145-f4926d4c3a45/2b4218a3-2568-41ff-8a13-0b74ca45fb6a (karary.edu.sd).

•Behling R. Modern Diagnostic X-Ray Sources. Technology, Manufacturing, Reliability. CRC Press, 2015. ISBN 9781482241327.

•Flohr T. CT systems. Advances in CT imaging. Curr Radiol Rep. 2013; 1: 52–63. doi: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.

•Hsieh J, Flohr T. Computed tomography recent history and future perspectives. J Med Imaging (Bellingham). 2021; 8(5): 052109. doi:10.1117/1.JMI.8.5.052109.

•Pelc NJ. Recent and future directions in CT imaging. Ann Biomed Eng. 2014; 42(2): 260–268. doi:10.1007/s10439-014-0974-z.

•Polster C. Physics Basics & Technology. Workshop for Physicists. Siemens Healthineers, 2021.

•Samei E, Pelc NJ. Computed Tomography: Approaches, Applications, and Operations. Cham, Switzerland: Springer Nature, 2020. ISBN 9783030269579.

•Hagi S. CT Generations. RAD309. Dostupné z: https://www.kau.edu.sa/files/0008512/files/19500_2nd_presentation_final.pdf.

2Základní parametry kvality obrazu

Na úvod je nutné definovat parametry kvality CT obrazu, které s ním souvisejí, neboť jsou používány napříč celou knihou.

2.1Prostorové rozlišení

Prostorové rozlišení, někdy označované jako rozlišení při vysokém kontrastu, je schopnost systému odlišit dva blízké objekty s odlišným zeslabením rtg svazku, tj. odlišit je tak, aby nesplynuly v jeden. Vysoké prostorové rozlišení je požadováno při některých CT vyšetřeních, při jiných není až tak zásadní. Typicky je vysoké prostorové rozlišení požadováno při popisu drobných detailů, např. stenóz ve stentech, koronárních plaků, a při popisu kostí. Naopak až tak zásadní není při CT vyšetření břišní dutiny, např. pro popis nízkokontrastních lézí v játrech nebo ledvinách, nebo pro popis difuzního plicního onemocnění.

Rozlišuje se prostorové rozlišení v rovině XY (axiální/transverzální rovina pacienta) a rozlišení v ose Z (podélná osa pacienta). Prostorové rozlišení se zlepšuje:

•s menší velikostí detekčního elementu,

•s vyšším počtem profilů zeslabení a lepším vzorkováním signálu (např. použitím plovoucího ohniska, viz část 2.2 Profily zeslabení a vzorkování signálu),

•s menší velikostí ohniska,

•s menším zvětšením,

•s větší rekonstruovanou maticí (standardně 512 × 512 px, ale možno až 2048 × 2048 px) s odpovídajícím vzorkováním,

•s ostřícím rekonstrukčním kernelem,

•s použitím iterativní rekonstrukce (obvykle).

Ideálně by velikost ohniska měla být co nejmenší, ale při některých větších vyšetřovaných objemech, typicky u břišní dutiny, není malé ohnisko schopno vyprodukovat potřebný počet rtg fotonů v krátkém čase, proto se volí ohnisko větší. Při použití malého ohniska bude v CT obraze buď vyšší míra šumu, nebo dojde ke změně v nastavení některého z expozičních parametrů – prodlouží se čas rotace nebo se zmenší pitch faktor.

Jak se s postupem času zmenšovala velikost detekčního elementu, bylo možné získat tenčí tloušťky řezů v ose Z a dosáhnout tak lepšího prostorového rozlišení. V první generaci CT byl nabírán řez o tloušťce 13 mm v ose Z, od 90. let byla tloušťka řezů pod hodnotou 1 mm. V dnešní době se pohybuje velikost detekčních elementů mezi 0,5–0,6 mm, nejmenší detekční elementy scintilačních detektorů mají 0,25 mm (Aquilion Precision, Canon), u polovodičových detektorů dokonce 0,15 mm. Extrémně tenké detekční elementy samozřejmě umožňují získat velmi tenké řezy, ale je s nimi spojen významný nárůst šumu ve srovnání s většími detekčními elementy. Šum je nepřímo úměrný druhé odmocnině průměrného počtu fotonů, takže při poklesu velikosti detekčního elementu z 0,5 mm na 0,25 mm (při zachování ostatních parametrů konstantních) vzroste šum čtyřnásobně. A protože se redukce šumu děje s druhou mocninou dávky, je pro získání stejného množství šumu potřeba 16× zvýšit dávku (neboli dávka narůstá se čtvrtou mocninou prostorového rozlišení). K redukci šumu ale lze využít např. metody umělé inteligence (AI), o kterých je řeč v kapitole 12 CT artefakty.

Prostorové rozlišení lze hodnotit na klinických CT obrazech nebo na CT obrazech fyzikálních fantomů. Fyzikální fantom obsahuje páry čar různé šířky, které jsou tvořeny dvěma různě zeslabujícími materiály. Rozlišení se pak hodnotí odečtením ještě rozlišitelné skupiny párů čar (lp), jednotkou je lp/cm, příp. lp/mm. Ukázka takového fantomu je uvedena na obrázku 2.1. Jiným způsobem hodnocení prostorového rozlišení je hodnocení modulační přenosové funkce (MTF). MTF je vyjádření poměru kontrastu obrazu ku kontrastu objektu v závislosti na prostorové frekvenci. Jako limitní prostorové rozlišení se udává ta frekvence, u které dosáhne MTF 10 % své původní hodnoty. Ukázka MTF je uvedena na obrázku 2.2.

Pro lepší představu – prostorové rozlišení 0,5–0,6 mm odpovídá 8–10 lp/cm [1 / (2*0,05 cm), resp. 1 / (2*0,06 cm)], prostorové rozlišení 0,25 mm odpovídá 20 lp/cm a prostorové rozlišení 0,15 mm odpovídá 33 lp/cm.

Při porovnání prostorového rozlišení dvou CT obrazů, ať už pomocí párů čar, nebo MTF, je nutné vzít v potaz, o jakou klinickou indikaci nebo vyšetřovací protokol se jedná. Například limitní rozlišení 6 lp/cm pro rekonstrukční kernel na měkké tkáně (tělo) neznamená nutně horší rozlišení než 14 lp/cm pro rekonstrukční kernel na kosti. Doporučuje se porovnávat sobě odpovídající rekonstrukční kernely. Při použití ostřícího kernelu, např. již zmíněného kostního, je potřeba mít na paměti, že sice obraz bude ostřejší, ale současně v něm bude více šumu. To je vidět na obrázku 2.1 vpravo, zatímco vlevo je vyhlazující kernel s menším šumem. Drobné detaily, a tedy i lepší prostorové rozlišení jsou neseny vyššími frekvencemi, stejně jako šum (jedny z nejvyšších frekvencí vůbec). Proto čím více detailů v obraze (čím lepší prostorové rozlišení), tím více šumu. Platí za předpokladu konstantní dávky.

Obr. 2.1 Fantom pro hodnocení prostorového rozlišení – vlevo horší prostorové rozlišení (při použití příliš silného vyhlazujícího kernelu), vpravo lepší prostorové rozlišení, protože je rozeznatelných více párů čar, ale v obraze je i více šumu (při použití kostního kernelu)

Obr. 2.2 Příklad MTF (převzato ze Súkupová, 2018)

2.2Profily zeslabení a vzorkování signálu

Prostorové rozlišení v rovině XY (axiální rovina) je dáno tím, kolik profilů zeslabení neboli projekcí získá CT skener v rámci jedné rotace, a také tím, jak hustě jsou profily zeslabení navzorkovány, tedy vzorkováním signálu. Dva profily zeslabení (pro 0°a 90°) pro jednoduchý oválný fantom se dvěma zeslabujícími objekty uvnitř jsou uvedeny na obrázku 2.3. Na obrázku 2.4 jsou uvedeny dvě hustoty vzorkování signálu profilu z obrázku 2.3. Vzorkování signálu je detailněji popsáno v Súkupová (2018).

U CT probíhá náběr profilů zeslabení následovně: rentgenka CT skeneru při náběru dat produkuje záření kontinuálně, na rozdíl od angiografických systémů, kdy rentgenka produkuje záření pulzně s délkou pulzu v rozmezí 5–50 msec. CT rentgenka provede rotaci o 360°, ale detektor nemá tak rychlou odezvu, aby v každém, i nekonečně krátkém čase dokázal vyhodnotit signál a získal tak nekonečně mnoho profilů zeslabení. Když je rentgenka v pozici 0°, tedy nad pacientem [v předozadní (AP) projekci], začne produkovat záření (a současně rotovat), detektor potřebuje určitou dobu na to, aby toto záření vyhodnotil. Doba mezi dvěma sousedními okamžiky vyhodnocení odezvy se nazývá vzorkovací doba. U dnešních CT skenerů je standardně nabráno 1000–3000 profilů zeslabení na 360° a dobu rotace 250–500 msec, v některých případech i více než 4000. Samozřejmě platí, že čím více profilů zeslabení je nabráno, tím kvalitnější je rekonstrukce z pohledu prostorového rozlišení neboli rozlišení detailů. Samotný počet profilů zeslabení ale není tím jediným, co ovlivňuje prostorové rozlišení CT obrazu.

U vzorkování signálu jsou důležitými faktory vzdálenost středu dvou detekčních elementů (sample spacing) a velikost detekčních elementů samotných (sample aperture). Objasnění sample spacing a sample aperture je nápomocen obrázek 2.5 A. Nechť je dán hypotetický čárový fantom (znázorněný černými obdélníky), např. s frekvencí 5 lp/cm (lp = line pairs = počet párů čar), tedy s čárami o tloušťce 0,1 cm. Dále je dán detektor s detekčními elementy dvakrát větší tloušťky, než je jedna čára čárového fantomu, tedy o tloušťce 0,2 cm, které jsou od sebe vzdáleny 0,2 cm. Sample aperture je v tomto případě rovna 0,2 cm. Z obrázku 2.5 A je zřejmé, že tloušťka detekčního elementu je příliš velká na to, aby detektor rozlišil páry čar.

Obr. 2.3 Profily zeslabení pro projekce 0° (vlevo) a 90° (vpravo)

Obr. 2.4 Vzorkování profilu zeslabení (z obr. 2.3) s menší hustotou (vlevo) a s větší hustotou (vpravo)

Nyní následuje jiná situace, která je zobrazena na obrázku 2.5 B. Nechť je velikost detekčního elementu (sample aperture) rovna tloušťce čáry, tj. 0,1 cm, a vzdálenost středů dvou elementů (sample spacing) zůstala 0,2 cm. Z obrázku 2.5 B je zřejmé, že i když je sample aperture dostatečně malá, páry čar fantomu stále nejsou rozlišitelné. Detektor totiž nevidí mezery mezi čárami, protože detekční elementy jsou příliš daleko od sebe. K dostatečně malým detekčním elementům je pro dostatečné prostorové rozlišení ještě požadována malá vzdálenost mezi středy elementů (sample spacing), jak je uvedeno na obrázku 2.5 C. Obecně známé kritérium pro prostorové rozlišení, tzv. Nyquistovo kritérium, uvádí, že rozlišení N párů čar na 1 cm vyžaduje minimálně 2 × N měření (vzorkovacích bodů) na 1 cm. Takže pro rozlišení 5 lp/cm musí být získáno alespoň 10 vzorkovacích bodů na 1 cm.

Nyní zpět k obrázku 2.5, konkrétně 2.5 D. Jedná se o situaci, kdy kvůli pozici párů čar vůči pozici detekčních elementů je zřejmé, že detektor páry čar neodliší, protože každý detekční element zahrnuje energii od poloviny rtg svazku zeslabeného a poloviny nezeslabeného. V tomto případě je jasné, že zde nebudou odlišitelné páry čar kvůli nesplnění Nyquistova kritéria.

Poslední situace na obrázku 2.5 E ilustruje podvzorkování (aliasing – signál s vyšší frekvencí na sebe bere alias nižší frekvence) signálu. Detektor rozezná páry čar, ale kvůli nedostatečnému vzorkování bude počet zobrazených párů čar nižší, než odpovídá skutečnému fantomu, jedná se o nedostatečné prostorové rozlišení. V klinických CT obrazech se může nedostatečné prostorové rozlišení projevit např. ztrátou drobných kalcifikací, které nemusí být v CT obraze rozeznatelné.

K lepšímu prostorovému rozlišení lze použít převzorkování s použitím plovoucího ohniska (viz níže), díky kterému je pro rekonstrukci získán dvojnásobný počet profilů zeslabení (lze interpretovat také jako dvojnásobný počet vzorkovacích bodů). Vzorkovací doba není tím hlavním limitujícím faktorem, který ovlivňuje dobu náběru CT dat, ale je jím samotná doba rotace rentgenky. Proto se například pro dostatečnou kvalitu obrazu používá i náběr dat o méně než 180° + fan beam, ale v kombinaci s pokročilejšími rekonstrukčními metodami, např. s využitím AI.

Prostorové rozlišení v ose Z je dáno velikostí detekčních elementů v ose Z. Samozřejmě platí, že čím menší detekční element, tím lepší prostorové rozlišení lze získat. Výsledné prostorové rozlišení však závisí také na rekonstrukčním procesu. Lepšího prostorového rozlišení než toho vyplývajícího z velikosti detekčních elementů lze dosáhnout použitím techniky tzv. plovoucího ohniska (Z-flying focus, dynamic focal spot). U této techniky jde o to, že elektronový svazek z katody je směrován na dvě různá místa anodového terčíku, viz obr. 2.6 (horní část na terčíku), čímž je získána odlišná poloha ohniska oproti standardní, takže jsou ve výsledku k dispozici dvě sady profilů zeslabení, tedy data s vyšší vzorkovací frekvencí (obr. 2.6 uprostřed pacienta). Data se od sebe liší pouze málo, ale umožňují výslednou rekonstrukci CT obrazu s lepším prostorovým rozlišením. Plovoucí ohnisko lze použít jak v ose Z, tak také v rovině XY, viz obr. 2.7.

Obr. 2.5 Sample spacing a sample aperture a objasnění vlivu jejich velikosti a pozice na výsledný vzhled čárového fantomu (detailní popis v textu)

Obr. 2.6 Plovoucí ohnisko získané usměrněním elektronového svazku na různé části anodového terčíku a následné převzorkování zobrazovaného objektu

Obr. 2.7 Plovoucí ohnisko v rovině XY (vlevo) a v ose Z (vpravo)

2.3Rozlišení při nízkém kontrastu

Rozlišení při nízkém kontrastu charakterizuje schopnost systému rozlišit objekt od pozadí s podobným zeslabením (signálem), typicky se jedná o rozdíl 4–10 HU. Kvůli velmi malému rozdílu mezi signálem objektu a pozadí zde hraje významnou roli šum.

Šum lze jednoduše vyjádřit jako standardní odchylku hodnot ve voxelech v homogenním (typicky vodním) fantomu. Šum, a tím i rozlišení při nízkém kontrastu, je ovlivněn zejména hodnotou parametru kvality obrazu (více v části 8.6 Parametr kvality CT obrazu), resp. nastavením expoziční automatiky, při manuálním nastavení (v dnešní době není příliš používáno) je šum ovlivněn napětím, proudem, dobou rotace, kolimací, rekonstrukčním kernelem a pitch faktorem. Rozlišení při nízkém kontrastu se zlepšuje:

•s nižší hodnotou napětí (nižší napětí, vyšší kontrast),

•s vyšší hodnotou anodového proudu (více rtg fotonů, sníží se šum),

•s vyšší dobou rotace (více rtg fotonů, sníží se šum),

•s větší tloušťkou rekonstruovaného řezu (sníží se šum),

•s vyhlazujícím rekonstrukčním kernelem,

•s použitím iterativní rekonstrukce (sníží se šum).

Hodnota napětí by měla být ideálně co nejnižší, protože tím vzroste rozdíl v zeslabení objektu a pozadí. S vyšší hodnotou anodového proudu a také s delší dobou rotace přispívá k tvorbě obrazu více rtg fotonů, tím klesá šum a zlepšuje se rozlišení při nízkém kontrastu. Podobně je to s větší tloušťkou rekonstruovaného řezu, kdy se pro rekonstrukci daných objemových elementů (voxelů) využije signál od více rtg fotonů, sníží se šum. S vyhlazujícím kernelem dochází k vyhlazení šumu, a proto jsou nízkokontrastní objekty lépe rozlišitelné. A nakonec také s iterativní rekonstrukcí dochází ke snížení šumu, a tedy ke zlepšení rozlišitelnosti nízkokontrastních objektů. Ukázka fantomu pro hodnocení rozlišení při nízkém kontrastu je uvedena na obrázku 2.8.

Obr. 2.8 Fantom AAPM, model 610, modul pro hodnocení rozlišení při nízkém kontrastu

2.4Časové rozlišení

Časové rozlišení systému je schopnost systému zobrazit s dostatečnou kvalitou i pohybující se objekty, aniž by došlo ke vzniku pohybových artefaktů ve výsledném rekonstruovaném obraze. U CT zobrazení je časové rozlišení dáno dobou akvizice (doba náběru profilů zeslabení při rotaci rentgenky okolo pacienta, viz kapitola 9 Rekonstrukce CT obrazu) pro rekonstrukci axiálního řezu, případně více řezů při akvizici víceřadým detektorem. Rekonstrukce se liší podle toho, zda je využívána half-scan rekonstrukce (viz část 16.1.1 Half-scan rekonstrukce), tedy náběr dat pouze pro 180° + fan-beam (šířka vějířového svazku), nebo náběr o 360° + fan-beam, případně multisegmentová rekonstrukce (viz část 16.1.2 Multisegmentová rekonstrukce). Pro CT vyšetření mimo oblast srdce není časové rozlišení tak zásadní, proto se využívá náběr dat pro 360° a časové rozlišení odpovídá době rotace rentgenky okolo pacienta, což je v rozmezí 250–500 msec. Pro srdce je časové rozlišení velmi zásadní, používá se half-scan rekonstrukce, časové rozlišení pro single-source (jednozdrojové) systémy se pohybuje okolo 120–130 msec (polovina doby rotace). Pro dual-source systémy pro half-scan rekonstrukci se časové rozlišení pohybuje okolo 60–70 msec. Při multisegmentové rekonstrukci lze časové rozlišení ještě snížit, o tom je více pojednáno v kapitole 16 CT zobrazení srdce. V současné době neexistuje standardizovaný způsob, jak změřit nebo zjistit časové rozlišení CT skenerů, důvodem je zejména to, že výrobci volí odlišné způsoby EKG synchronizace a rekonstrukce obrazu. Zjednodušeně se předpokládá, že časové rozlišení pro daný sken je rovno polovině doby rotace rentgenky okolo pacienta o 360°, při použití dual-source systému je to jedna čtvrtina doby rotace.

Celkově shrnuto, prostorové rozlišení je velkou výhodou CT zobrazení. Je podstatně vyšší než u magnetické rezonance, ale horší než u skiagrafie. To je způsobeno tím, že CT je tomografická metoda. Naopak rozlišení při nízkém kontrastu je podstatně horší než u magnetické rezonance, ale současně je vyšší než u klasické skiagrafie. Je to díky nižšímu anatomickému šumu, tedy superpozici tkání. Časové rozlišení CT se pohybuje v rozmezí 70–130 msec, zatímco u skiagrafie se pohybuje v hodnotách o řád nižších, přibližně 1–10 msec.

Všechny výše zmíněné akviziční parametry (napětí, proud atd.) ovlivňující prostorové rozlišení, rozlišení při nízkém kontrastu a časové rozlišení budou ještě detailně popsány dále.

Použitá literatura

•Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt EM Jr, Boone JM. The essential physics of medical imaging. 3rd edition. Wolters Kluwer / Lippincott Williams & Wilkins, 2012. ISBN 9781975103224.

•Canon. https://global.medical.canon/products/computed-tomography/aq_precision.

•Goldman LW. Principles of CT: radiation dose and image quality. J Nucl Med Technol. 2007; 35(4): 213–228. doi:10.2967/jnmt.106.037846.

•Goldman LW. Principles of CT: multislice CT. J Nucl Med Technol. 2008; 36(2): 57–76. doi:10.2967/jnmt.107.044826.

•Lin E, Alessio A. What are the basic concepts of temporal, contrast, and spatial resolution in cardiac CT? J Cardiovasc Comput Tomogr. 2009; 3(6): 403–408. doi:10.1016/j.jcct.2009.07.003.

•McNitt-Gray MF. Tube Current Modulation Approcahes: Overview, Practical Issues and Potential Pitfalls. AAPM Summit on CT Dose, 2011.

•Polster C. Physics Basics & Technology. Workshop for Physicists. Siemens Healthineers, 2021.

•Súkupová L. Radiační ochrana při rentgenových výkonech – to nejdůležitější pro praxi. Praha: Grada Publishing, 2018. ISBN 9788027107094.

•Wang J, Fleischmann D. Improving Spatial Resolution at CT: Development, Benefits, and Pitfalls. Radiology. 2018; 289(1): 261–262. doi:10.1148/radiol.2018181156.

3Rtg spektrum CT svazku ajeho charakteristika

Rtg spektrum je závislost počtu fotonů (osa Y) na energii (osa X). Je tvořeno spojitým spektrem brzdného záření adiskrétními píky charakteristického záření, viz obr. 3.1. Protože je rtg spektrum tvořeno fotony mnoha energií, označuje se jako polyenergetické spektrum. Je-li spektrum tvořeno pouze fotony jedné jediné energie, nazývá se monoenergetické spektrum.

Střední energie rtg spektra je energie, kterou lze stanovit použitím následujícího vztahu:

Použitá literatura