VI Računalniška tomografija (CT) - F9

VIRačunalniška tomografija (CT)

TomografijaTomografija je skupno ime za slikovne metode, pri katerihprikažemo le določen prerez človekovega telesa.Beseda tomografija pomeni prav to: tomo (grška beseda za"rezina") in graphos (slika).Med tomografske metode prištevamo– klasično oziroma geometrijsko tomografijo,– tomosintezo– računalniško tomografijoRačunalniška tomografija in tomosinteza sta metodi, pri katerihslike rekonstruiramo s pomočjo računalniške obdelave signalaslikovnih sprejemnikov.2

Klasična geometrijska tomografijatomografskikottomografska ravninasprejemnikS hkratnim premikanjem goriščarentgenske cevi in slikovnega sprejemnikadosežemo, da se objekti na izbranempodročju na sliki pojavijo ostri, medtem kose ostali objekti zabrišejo.slika iz smeri Bslika iz smeri AObjekti, ki se nahajajo na tomografski ravnini, se ne glede na premikanjepreslikajo na isto področje na filmu in so tako na sliki ostro prikazani.Objekti, ki so pod ali nad tomografsko ravnino, pa se zaradi premikanja razmažejo 3in tako zabrišejo.

Tomosintezaravnineravnina 1 ravnina 2 ravnina 34

Digitalna tomosinteza je nekakšen vmesni člen medgeometrijsko in računalniško tomografijo.Pri tomosintezi z računalniško obdelavo serije projekcijrekonstruiramo slike prerezov, za kar potrebujemo digitalnislikovni sprejemnik. Uporabimo le nekaj projekcij (običajno okrog 10).Prednost tomosinteze pred geometrijsko tomografijo jepredvsem v dejstvu, da je pri tomosintezi mogoče rekonstruiratislike več ravnin z izpostavljenostjo, ki je običajna za enoprojekcijo.Zaenkrat se tomosinteza že uporablja pri mamografiji, vendar jepričakovati, da se bo metoda uveljavila tudi pri nekaterih drugihprojekcijskih načinih slikanja.5

Računalniška tomografija Računalniška tomografija je večstopenjski proces :– presvetljevanje (skeniranje),– rekonstrukcija,– predstavitev zbranih podatkov.6

Računalniška tomografija (CT – Computed Tomography) se jezačela uporabljati v klinični praksi leta 1972. Omogočila je prikazprerezov človekovega telesa z zelo visoko kontrastno ločljivostjo inzato dobro preglednostjo tkiv, z majhnim lastnim kontrastom.Leta 1998 so se na tržišču prvič pojavile naprave za računalniškotomografijo, ki so imele več vrst detektorjev , ki so omogočale zajemveč rezov hkrati.Sočasno skrajšanje časov rotacij (pod 0,5 s) je omogočilo precejvečjo hitrost izvedbe posameznega posega (kar je pomembno pripediatričnih posegih ali pri poškodovancih) oziroma omogočilopreiskave daljših območij (npr. pri angiografskih preiskavah (CTA)perifernega žilja) ter zmanjšalo količino artefaktov na slikah, ki soposledica premikanja pacienta med posegom.Najnovejše naprave imajo dovolj vrst detektorjev in časi rotacij, kiomogočajo uporabo računalniške tomografije tudi na področju7kardiovaskularne diagnostike.

Hiter napredek računalniške tomografije od začetkov do danes jeposledica hitrega tehnološkega razvoja na področju detektorjev,predvsem pa napredek zmogljivosti računalnikov.Zelo pomemben del naprave za računalniško tomografijo namrečpredstavlja programska oprema, ki omogoča obdelavo in prikazzajetih podatkov prilagojen diagnostičnim zahtevam.Računalniška tomografija je diagnostična metoda, pri kateri jeizpostavljenost pacientov visoka v primerjavi s konvencionalnoprojekcijsko rentgenografijo.Zaradi vrste možnosti, ki jih ponuja, je optimizacija pri izvedbiposameznega posega zelo pomembna. Optimizacija pomeni izbirotakšnih ekspozicijskih parametrov, da bodo izpolnjene diagnostičnezahteve, zaradi katerih se je poseg izvedel in bo hkrati pacientizpostavljen le toliko, kot je to neizbežno.8

Po ocenah strokovnjakov Evropske skupnosti danes računalniškatomografija prispeva skoraj že polovico h kolektivni dozi zaradidiagnostične radiologije.Na obsevanost pacientov pri računalniški tomografiji vpliva na enistrani sama naprava za računalniško tomografijo in na drugi straninačin njene uporabe.Razlike izpostavljenosti pacientov so v večji meri posledicarazlik pri izbiri ekspozicijskih parametrov (npr. anodna napetost,tok skozi rentgensko cev, dolžina preiskovanega področja...), medrazličnimi uporabniki, kot pa konstrukcije naprav.9

Ideja Imamo zaprto škatlo Če jo presvetlimo iz več strani in izmerimo kajpride skoznjo, bi moralo biti mogoče ugotoviti kajje v njej.Slikano področje razdelimo na rezine izbranedebeline, vsako rezino pa še na kvadre ali kocke zenako prostornino (voxel- osnovni prostorninskielement)10

debelina rezine dprostorninskielement (voxel)aada =velikost vhodne slikevelikost matrikevelikost vhodne slike (FOV)11

Prehod sevanja skozi snovI 0 … začetna jakost sevanjaµh … višina stolpca rezineµ … atenuacijski – oslabitvenikoeficient (lastnost snovi)pri določeni energiji sevanjaII= I e 0−µ h12

Prehod skozi več snoviI 0I= I0e−µ hµ je povprečna vrednost oslabitvenega koeficienta na poti dolžine h13

µ 1µ 2µ 3µ 4µ 5µ 6µ 7µ 8I=I0eI 0µ 9−(µ a + µ a + µ a + µ a + µ a + µ a + µ a + µ a + µ )1 1 2 2 3 3 4 4 5 5 6 6 7 7 8 8 9a9Stolpec višine h razdelimo na enake dele, katerih višina jedoločena z višino h in številom vrstic v matriki. Zato so vse razdaljea 1 do a n enake.µ n je povprečna vrednost atenuacijskega koeficienta vprostorninskem elementu z dimenzijami (a,a,d)14

I=I0e−(µ + µ + µ + µ + µ + µ + µ + µ +1 2 3 4 5 6 7 8 µ 9) aDelimo z I 0 in logaritmiramo…Iln( ) = −(µ1+ µ2+ µ3+ µ4+ µ5+ µ6+ µ7+ µ8+ µ9) aI01 Iln(a I0)= µ + µ + µ + µ + µ + µ + µ + µ + µ12a … višina prostorninskega elementaI 0 … vstopna jakost sevanja (referenčni detektor)I … izstopna jakost sevanja (CT detektorji)3456789Potrebujemo vsaj 9 enačb, da je sistem rešljiv15

+µ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µIz dovolj velikega števila projekcij dobimo matriko (mrežo)vrednosti oslabitvenih koeficientov (µ)Vsak predstavlja povprečno vrednost prostorninskega elementa(voksla) prereza.µ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µµ µ µ µ µ µ µ µ µ Matrika 9 x 9 zahteva vsaj 81 enačb CT matrika 512 x 512 pa vsaj 262 14416

Vsakemu prostorninskemu elementu ustreza vrednost oslabitvenegakoeficienta (µ), tako da dobimo mrežo-matriko oslabitvenihkoeficientovTridimenzijsko rezino preslikamo na mrežo, tako da tudi priračunalniški tomografiji podobno kot pri projekcijski rentgenologijiiz 3D rezine dobimo 2D sliko. Razlika je v tem, da pri CT debelinorezine izberemo in je lahko zelo tanka.xxxxvelikost vhodne slike rezaoslabitveni koeficient17

CT - številoVsakemu prostorninskemu elementu priredimo vrednost CTštevila. CT število ustreza linearnemu oslabitvenemu koeficentu(µ) posameznega prostorninskega elementa.Potem vsakemu prostorninskemu elementu priredimo ustrezenpovršinski element in mu zapišemo CT število. CT številazapišemo v Hounsfeldovih enotah.CTN x= HU xµx− µ=µ⋅1000Atenuacijski koeficent vode vzamemo kot referenčno vrednost,tako da je po definiciji CT število za vodo 0.vodavodaTkiva, katerih atenuacijski koeficeint je večji od atenuacijskegakoeficienta vode imajo pozitivna CT števila, tkiva z manjšim panegativna CT števila.18

Radiološke preiskave z računalniško tomografijo potekajo pri visokihvrednostih visoke napetosti na rentgenski cevi (120 kV), pri katerih vmehkih tkivih prevladuje Comptonski pojav nad fotoefektom. PriComptonovem pojavu pa je atenuacijski koeficient določen z gostototkiva.µ je v tem primeru odvisna pretežno od gostote snovi zato je CT slikaje pretežno slika gostote tkivCTN x= HU x=µx− µµvodavoda⋅1000zato je HU voda = 0CT skala imaobičajno 12bitov (2 12 =4096)od -1024 HU do3071 HU19

Predstavitev zbranih podatkovZvezo med CT števili in črnitvami na filmu oziroma svetlostjopovršinskih elementov na ekranu določa izbrano okno(windowing), ki ga izbere izvajalec posega in pomeni intervalCT števil, ki bodo predstavljala celotni skalo črnitve.S spreminjanjem najvišjih in najnižjih vrednosti CT števil oknakontroliramo raven kontrasta.Tkiva, ki imajo CT števila nižja od spodnje meje bodo na slikičrna, tista z višjimi vrednostmi CT števil od zgornje meje bodobela.Tkiva s CT števili med zgornjo in spodnjo mejo okna pa bodoimela različne odtenke sive.20

Kontrast slike je odvisen od izbranega intervala med zgornjo in spodnjo mejookna. Majhno okno bo predstavljalo velik kontrast, saj bodo majhne spremembev CT številih predstavljene z večjimi spremembami črnitev. Veliko okno pa bopomenilo nizek kontrast, hkrati pa bo omogočalo vidnost tkiv z velikimi razlikamiv CT številih.CT število+500CT število+700+300-10021

-820C = 0W = 1000C = 0W = 300okno= 1000sredina= 0800-70okno= 300sredina= 01700C = 1500W = 1000C = 125W = 300okno= 1000sredina= 1500okno= 300sredina= 125C = -800W = 1000C = -800W = 300okno= 1000sredina=- 800okno= 300sredina= -80022

Zgodovina razvoja naprave zaračunalniško tomografijoNapravo za računalniško tomografijo jerazvil leta 1972 Godfrey Hounsfield takratzaposlen v EMI Laboratories.Vzporedno s tem je v Južnoafriški republikirojeni fizik Allan Cormack iz UniverzeTufts Massachusetts razvijal teorijo nakateri temelji rekonstrukcija slike(Radonova transformacija 1917).Za svoje delo prejmetaNobelovo nagrado23

Leta 1972 v bolnišnici AtkinsonMorley v Wimbledonu naredijo prviCT glave pacienta.rtg cevPrve naprave za računalniškotomografijo so v klinične namenezačeli uporabljati v letih 1974- 1976.Prvotne naprave so omogočale leslikanje glave, sistemi z večjimiodprtinami, pa so se uveljavili šele poletu 1976.vdolbinaza glavoreferenčnidetektordetektorjabazen zvodonosilec-gantry24

Prva generacijanaprav za računalniško tomografijo Način delovanja: izvedba 160meritev na področju 24 cm, ki joizvedemo s translatornimpremikanjem izvora insprejemnika.Sledi rotacija za 1 o ter ponovnaizvedba 160 meritev.Skupaj izvedemo 180 rotacij skorakom po 1 o Torej skupaj 180 x 160 meritev = 28.800 Uporaba ozko zaslonjenega snopa fotonov (pencil beam) Čas meritve: 4,5 minut. Čas za obdelavo podatkov 1,5 minut. Velika razlika v toku prepuščenih fotonov med debelejšimi intanjšimi deli glave, zato je uporabljen bazen iz vode25

Druga generacijanaprav za računalniško tomografijoNačin delovanja : enako kot vprvi generaciji s translatornim inrotacijskim premikanjem vira indetektorja.Uporaba 30 detektorjev, namestoenega, ki so postavljeni v ravnivrstiUporaba ozkega snopa fotonovrentgenske svetlobe pahljačasteoblike s kotom 10 oNačeloma se s takim načinomlahko skrajša čas meritve za 30krat, če se ne odločiš za zajem večpodatkov Čas meritve 18 sekund torej 15krat hitreje kot pri prvi generaciji.26

Tretja generacijanaprav za računalniško tomografijoNačin delovanja : z rotacijo tako izvora kot sprejemnik, ki je sedajpolkrožne oblike z 800 detektorji.Uporaba širokega snopa fotonov rentgenske svetlobe pahljačasteoblike, tako da ni več potrebno translatorno premikanje, saj snopzajame cel presek preiskovancaČas meritve 0,5 sekundpremikizvora indetektorjevvirpogleddetektorjimeritev prepustnosti27spomin

Četrtageneracijanaprav za računalniško tomografijo Način delovanja : z rotacijo vira, pri čemer so detektorji (4800)0)sprejemnika nameščeni po celem obodu kroga.Enako kot pri tretji generaciji se uporablja širok snopa fotonovrentgenske svetlobe pahljačaste oblike.28

Peta generacijanaprav za računalniško tomografijoRačunalniška tomografija zuporabo snopa elektronovElectron Beam ComputedTomography (EBCT)Tako vir kot tudi detektorjise ne premikajo.Spodnji del obroča je tarčakamor zadevajo elektroni,zgornji del obroča pa jesprejemnikČas do prikaza slike je manjkot 50ms zato je primeren zakardiološke preiskave29

Šestageneracijanaprav za računalniško tomografijoVijačna (spiralna) računalniška tomografijapremikanje izvorarentgenske svetlobesmer premikanjapreiskovancaČe izvor rentgenske svetlobe lahko kroži brez prekinitev, lahkopreiskovanca na preiskovalni mizi hkrati z gibanjem izvorapremikamo vzdolž rotacijske osi.To pomeni, da obkrožimo preiskovanca, kot če bi potovali povijaku. Tak postopek skrajša čas preiskave, saj preiskovanca nepremikamo več po končanem obhodu izvora, ampak že mednjim.30

Primerjava zajema podatkov pri sekvenčnem in spiralnem (vijačnem) načinu.sekvenčni način spiralni (vijačni) način.31

Primer kroženja okoli pacienta z vrtenjem najprej v eno in nato v drugosmer ter zvezno vrtenje z uporabo kontakta in obroča slip-ringrtg cevrtg cevkontaktkabeldetektorjidrsni obročZa delovanje vijačne računalniške tomografije je potrebnodelovanje brez prekinitev po vsakem obhodu okoli pacienta.Tak način delovanja ni mogoč, če napajane izvedeno zuporabo kabla.detektorjiT uporabo drsnega obroča “slip ring” za napajanje rentgenskecevi pa je omogočeno kroženje brez prekinitev.32

Pogled v notranjost aparata za računalniško tomografijoizvorrentgenskesvetlobevrstadetektorjevslip ringkontakt33

pitch =pomik mize v času ene rotacijedebelina rezinePri preiskavah z vijačno računalniško tomografijo je pomembenpodatek o razmerju med pomikom mize med dvema zaporednimarezoma in debelino rezine (pitch).Če je pomik mize med dvema rezoma enak debelini rezine, medrezinami ni plasti, ki jih ne bi presvetlili.34

pitch=1 pitch=2 pitch=4debelina rezine(mm)1010101010premik mize medrotacijo (mm)1015203040pitch11.5234razmerjeizpostavljenosti107.553.332.535

Sedma generacijanaprav za računalniško tomografijoVečvrstična računalniška tomografijaO večvrstični (večrezinski) računalniški tomografiji govorimo, kouporabljamo detektorje razporejene v več vrst.To pomeni, da lahko z enim obhodom izvora rentgenske svetlobezberemo podatke za več rezin.Leta 1998 so se na tržišču prvič pojavile naprave za računalniškotomografijo, ki so imele več vrst detektorjev, ki so omogočale zajemveč rezin hkrati.Prav tako kot pri enorezinskih napravah lahko tudi pri večrezinskihuprabljamo tehniko spiralne tomografije.V tem primeru trajanje preiskave skrajšamo, kar lahko vodi dopretiravanja v določitvi preiskovanega dela telesa, za katerega nikliničnih vzrokov, kar povzroči nepotrebno prekomerno obsevanje36preiskovancev.

Eno (SSCT) in več rezinski CT (MSCT)Debelina rezineenorezinskega CT jedoločena z zaslanjanjemsnopa sevanja (debelinareza = debelina snopa)Vrsta detektorjev je širšakot najširši snop. 10 mm 5 mm 3 mm 1 mmPri večrezinskih CT napravah je namesto ene(dveh) vrst detektorjev 4, 6, 16, 64, 128, 256,vrst kar omogoča veliko večje hitrostiskeniranjaDebelino rezine ne določa več snop sevanjaampak širina in število detektorjevDetektorji imajo določeno širino, lahko pa jihzberemo več skupaj37

Različne konfiguracije sprejemnikavir rentgenske svetlobezaslonka16 vrstični sprejemnik4 x 1,251mmvir rentgenskesvetlobezaslonka16 vrstični sprejemnik4 x 2.5 mm38

vir rentgenske svetlobezaslonka16 vrstični sprejemnik4 x 3.75 mmvir rentgenskesvetlobezaslonka16 vrstični sprejemnik4 x 5.0 mm39

Geometrijski izkoristek detektorjevKot geometrijski izkoristek definiramo delež rentgenskega snopa, kiga prestreže aktivna površina detektorja.Geometrijski izkoristek detektorjev bistveno vpliva na izpostavljenostpacientov – če bi tako namesto celotnega površine, ki ga na detektorjupokrije snop sevanja, izkoristili na primer le polovico, bi bilo potrebnoza enako kakovost slike podvojiti dozo. Na geometrijski izkoristekvplivata dva dejavnika:– koristni snop sevanja pri MSCT mora biti širši od detektorskegasistema (področja polsence (penumbre) na robu koristnega snopasevanja ni mogoče uporabiti za tvorbo slike) in– detektorski sistem sestavljajo vrste detektorjev, ki so med sebojločene.Neaktivno področje med posameznimi vrstami detektorjev zmanjša40skupni izkoristek sistema.

dozapodročjeaktivnihdetektorjevpodročjeneaktivnihdetektorjevpodročjeneaktivnihdetektorjevz – osGeometrijski izkoristek v z-smeri naprave za računalniškotomografijo je definiran kot razmerje med integralom doznegaprofila, ki pade na območje aktivnih detektorjev in integralomcelotnega doznega profila .41

Prvo lastnost imenujemo tudi geometrijski izkoristek v z-osi in gavčasih definiramo kot delež koristnega snopa sevanja v z-osi, ki ga„vidijo“ detektorji. Gre za razmerje med integralom doznega profila kipade na območje aktivnih detektorjev in integralom celotnegadoznega profila. Pri SSCT je geometrijski izkoristek v z-osi praktično zelo blizu 100%,pri MSCT pa je dozni profil 2 do 3 mm širši od širine področjaaktivnih detektorjev.Ker območje polsence ni zelo odvisno od širine koristnega snopa, seizguba primarnega snopa bolj pozna pri ožje zaslonjenih snopih, kjerje tako geometrijski izkoristek manjši.Pri MSCT je tipični geometrijski izkoristek v z-osi pri snopih širineveč kot 10 mm večji od 80% in pri snopih širine 5 mm v območju55% do 75%. Pri zelo ozko kolimiranih snopih pa lahko pade pod50%.42

Dozni profil pri enorezinskih CTjih-10,0 -7,5 -5,0 -2,5 0,0 2,5 5,0 7,5 10,0-10,0 -7,5 -5,0 -2,5 0,0 2,5 5,0 7,5 10,0profil 10mm reza SSCTprofil 3mm reza SSCTDelež neizkoriščenega snopa rentgenske svetlobe je pri 3 mm rezuvečji kot pri 10 mm. Zato je doza večja, če je poseg sestavljen iz43tanjših rezov

Dozni profil pri večrezinskih CTjih-12,0 -8,0 -4,0 0,0 4,0 8,0 12,0-12,0 -8,0 -4,0 0,0 4,0 8,0 12,0Pri MSCT je profil snopa veliko širši zaradi “overbeaminga”Posledica manjšega izkoristka je povečanje doze.Pri širše zaslonjenih snopih je povečanje v primerjavi s SSCT naravni okrog 10%, pri ožjih snopih pa je večje in lahko dosežefaktor 2 ali 3.44

Drugi razlog zmanjšanja geometrijskega izkoristka pa soneaktivna področja med posameznimi detektorji.Ker je kakovost slik povezana s številom detektorjev in njihovovelikostjo, se s tehnološkim razvojem povečuje številodetektorjev (predvsem detektorskih vrst in zmanjšuje njihovadimenzija).Posledica je ta, da se povečuje površina neaktivnih pregrad meddetektorji in s tem neaktivna površina detektorskega sistema.Neaktivna površina detektorskih sistemov znaša običajno nekajodstotkov celotne površine.45

Sistem samodejnega prilagajanja ekspozicijeIzpostavljenost pacientov je v veliki meri odvisna odekspozicijskih parametrov: anodne napetosti, toka skozirentgensko cev aparata, trajanja posamezne rotacije, širinekoristnega snopa, premika mize na rotacijo (pitch).Večino teh parametrov izbere operater aparata oziroma sonastavljene vnaprej glede na poseg, ki se izvaja.Pri računalniški tomografiji ne smemo pozabiti tudi na parametre,ki se uporabijo pri rekonstrukciji slik.Parametri rekonstrukcije slike vplivajo na lastnost slik, tako daposredno ob zahtevah za določeno raven kakovosti slik lahkopovzročijo spremembo ekspozicijskih parametrov.46

Med ekspozicijskimi parametri je za prejeto dozo pacientov ključnegapomena produkt toka skozi rentgensko cev in trajanja ekspozicije(tokovni sunek).Ker so računalniško tomografski posegi za paciente sevalnoobremenjujoči imajo sisteme, ki tudi samodejno prilagajajo produkttoka in časa ekspozicije preiskovanemu pacientu.Namen takšnega sistema nadzora ekspozicijskih parametrov je na enistrani zagotoviti stalno kakovost slik (raven razmerja kontrast šum) inhkrati zmanjšati nepotrebno izpostavljenost.Samodejno prilagajanje oziroma modulacija toka skozi rentgensko cevzahteva informacijo o lastnostih pacienta pred izvedbo posameznegareza. Podatke o atenuaciji se običajno zbere na podlagi izvedenegatopograma v eni ali dveh projekcijah.Pri uporabi sistemov samodejnega prilagajanja ekspozicije se morauporabnik vnaprej odločiti za določeno raven kakovosti slike (ravenšuma na slikah), ki jo potem sistem poskuša zagotoviti s prilagajanjem47toka skozi rentgensko cev.

Topogram: : podatki o slikanem objektuSamodejno prilagajanjeoziroma modulacija tokaskozi rentgensko cevzahteva informacijo olastnostih pacienta predizvedbo posameznegareza.Podatke o atenuaciji seobičajno zbere na podlagiizvedenega topograma veni ali dveh projekcijah.48

Tri ravni uporabe sistema samodejnega prilagajanja ekspozicije:– prilagajanje toka glede na velikost pacienta, vrednost ostajacelotno preiskavo nespremenjena– prilagajanje toka vzdolž pacienta od enega do drugega reza torejglede na položaj reza v z osi naprave med posameznim rezom paostaja tok konstanten in– prilagajanje toka med posamezno rotacijo, glede na debelinopreiskovanega področja v posamezni smeri (kotna modulacija).49

Prva ravenRazpolovna debelina tkiva za fotone spektra rentgenskesvetlobe pri napetosti 120 kV je okrog 4 cmTako za enak signal na detektorjih teoretično potrebujemopribližno dva krat več sevanja za preiskavo pacienta spremerom 34 cm, kot za pacienta s premerom 30 cm. Zatoje za vsake 4 cm tkiva (več/manj) potrebno dvakrat(več/manj) toka36 cm100 mAs40 cm200 mAs44 cm400 mAs50

Druga ravenIt=130mAsIt=55mAsIt=110mAsIt=140mAs51

Tretja ravenTretja raven pa upošteva, da je predvsem pri nekaterih delihtelesa (npr. rame) debelina pacienta in s tem oslabitev snopasevanja v različnih smereh precej različna (npr. AP ali PA vprimerjavi z LAT).Največji tok je navadno potreben, ko koristni snop sevanja potekav lateralni smeri. S kotno modulacijo toka dosežemo tudi večjoenakomernost razporeditve ravni šuma na posamezni sliki.52

ProizvajalecGEPhilipsSiemensToshibaVelikostpacientaDoseRight ACSAUTOmASUREExposureVzdolž pacientaDoseRight ZDOMCareDose 4DOkrog pacientaSMARTmADoseRight DDOM3D53

ParameterNastavitve parametrov – IIzpostavljenost Kakovost slikePriporočiloIt(mAs)raste linearno z ItŠum pada s korenomItIt čim manjšiČas t(s)Ni direktne povezaveManjši t manjartefaktov zaradipremikanjat čim manjšiNapetost U(kV)Pri konstantnih mAsdoza narašča skvadratom UKontrast pada zvečanjem UU izbrana glede napreiskavoŠirina snopaZ oženjem snopanaraščaOžji snopi več šumaČim širšeDebelinaprereza h(rekonstrukcije)Pri konstantnih mAsdoza neodvisna od h,Pri konstantnemšumu doza padalinearno s hŠum pada s korenomh (pri konstantnihmAs)h tako širok kot jele mogoče54

Nastavitve parametrov – IIParameterObsevanostKakovost slikePriporočiloPitch pDoza linearno pada spPri p>1 rahlozmanjševanjeločljivosti v z osip čim večjiDolžina skena(L)Doza linearnonarašča z LBrez vplivaL čim manjšiAlgoritem(kernel)“Gladki” algoritmizahtevajo manj dozekot “ostri”Gladki algoritmimanj šumaGlede na preiskavoVelikost polja(FOV)Ob napačni izbiriFOV povečanjedozeOb napačni izbiriFOV povečanješumaČim manjši FOV55

Rekonstrukcija slikeizvorV procesu rekonstrukcijeslike - matematičnempostopku, se izmerjenipodatki o prepustnostiposameznih delovpreračunajo v vrednosti zavsak prostorninski elementreza.detektorIzmerjena vrednostje sorazmerna vsotiatenuacijskihkoeficientov µNjihova velikostje odvisno od izmerjeneprepustnosti, le ta pa odzgradbe in gostoteprostorninskega elementa.56

Princip rekonstrukcije mrežeoslabitvenih koeficientov posamezneACBDrezineNe poznamo oslabitvenihkoeficientov A, B, C in D,poznamo pa njihove vsote:uACvBDwxyzA + B = xC + D = yA + C = vB + D = wA + D = zC + B = uPotem je mogoče A, B, C in Dizračunati57

Nasprotna projekcijaXA + B = x =6C + D = y =6A + C = v =5YB + D = w =7UVWZA + D = z =9C + B = u =3AB6CD63 5 7 958

ACBD663 5 7 9XXXYYYUVWZ Števila projiciramo vkorakih nazaj na sliko6666663 5 7 959

XYXX+ZYYXY+ZXYUVWZ6666156615663 5 7 960

XXYX+Z YXYY+ZX+Z+VX+WXY+VY+Z+WYUVWZ666156661520111322663 5 7 961

XXYX+Z YXYY+ZX+Z+VX+WY+VY+Z+ X+Z+VWY+V+UX+W+UY+Z+WXYUV66W615206611Z613152220166142263 5 7629

663 5 7 966615206611613152022141622…odštejemo utež(12=6+6 ali 12=5+7)in8 4210skupni imenovalec in412563

Postopek s povratno projekcijorekonstrukcijeravenatenuacijeravenatenuacije64

21Rekonstrukcija slike z računalniško tomografijo. V vrstici 1 sopredstavljene različne projekcije z informacijo, o atenuaciji rentgenskesvetlobe, ki jo prinese vsaka izmed njih.V vrstici 2 so predstavljene vse informacije, ki jih prispevajoposamezne projekcije in oblikovanje končne slike.65

Povratna projekcija z in brez uporabe filtrašteviloprojekcijs filtrombrez filtraPrva rekonstrukcija se izvaja z uporabo kompleksnih računalniških programov66

Glava predstavljena s transverzalnimi ravninami67

Napredne metode z računalniško tomografijoRačunalniška tomografija je kot diagnostična metodaomogočila prikaz prerezov človekovega telesa z zelo visokokontrastno ločljivostjo in zato dobro preglednostjo tkiv, zmajhnim lastnim kontrastom.Lastnosti naprav– Čas rotacije 1/3 s– Čas potreben za pregled celega telesa 10-30 s– Prostorska ločljivost 0.4-0.6 mm– Število detektorskih vrst 64-320– Področje ene rezine > 1000 mm– Izpostavljenost 3-20 mSv (povprečje = 10 mSv)68

Skrajšanje časov rotacij (pod 0,5 s) je omogočilo precej večjohitrost izvedbe posameznega posega.Krajši časi so pomembni pri pediatričnih posegih ali pripreiskavah poškodovancev.Prav tako so s tem omogočene preiskave daljših območij (npr.pri angiografskih preiskavah (CTA) perifernega žilja), hkratipa se zmanjša količina artefaktov na slikah, ki so posledicapremikanja pacienta med posegom.Kratki časi rotacij so omogočili tudi izvedbo računalniškotomografske diaskopije.Najnovejše naprave imajo dovolj vrst detektorjev, ki skupaj skratkimi časi rotacij, omogočajo uporabo računalnišketomografije tudi na področju kardiovaskularne diagnostike.69

Kratki časi rotacij so omogočili tudiizvedbo računalniško tomografskediaskopijo.Kratki časi rotacij so omogočili tudiizvedbo računalniško tomografskediaskopijo.Najnovejše naprave imajo dovolj vrstdetektorjev in časi rotacij, ki omogočajouporabo računalniške tomografije tudi napodročju kardiovaskularne diagnostike.70

Hiter napredek računalnišketomografije od začetkov dodanes je posledica hitregatehnološkega razvoja napodročju detektorjev,predvsem pa napredekzmogljivosti računalnikov.Zelo pomemben del napraveza računalniško tomografijonamreč predstavljaprogramska oprema, kiomogoča obdelavo in prikazzajetih podatkov prilagojendiagnostičnim zahtevam.Mednje sodijo tudi 3Dpredstavitve71

CT endoskopijaEndoskopija je preglednotranjosti telesnih votlin invotlih organov72

Združevanje slikovnih metodSodobna slikovna diagnostikaomogoča združevanje podatkovdiagnostičnih metod, ki podajajoinformacije o anatomijipreiskovanega področja in oprocesih, ki v njem potekajo.Združevanje lahko vodi dobistveno izboljšane terzanesljivejše diagnoze.anatomijafiziologijatransverzalna ravninazdruževanjekoronarna ravninasagitalna ravninaSPECT/CT73

PET/CTfiziologijaanatomijazdruževanjekoronarnaravninatransverzalnaravnina74

ParameterMetodaQCDopustna odstopanjaPozicioniranjeKoristni snopsevanjaTehnična kakovostCT slikNatančnost pomikamizeSovpadanje snopasevanja s svetlobnoindikacijo (laserjem)CT skalaHomogenostŠum in artefaktiProstorska ločljivostMeritev dimenzij naslikah± 5 mmVoda ± 10 HUOstale snovi ± 20HUBoljša od 1 mmOdstopanje < 2 mm75

CT skala(i) Glava S&S, 120 kV, 250 mA x 1 s, H = 4 x 2 mm R = 4 mmCT skala (CT števila nekaterih znanih snovi in simulacij tkiv)Protokol (i)Snov (CTN)CTNZrak (-1000) -1002Voda (0) 3,2Nylon (95) 84,8Pleksi steklo (125) 121Simulacija kosti 1636Simulacija maščobnih tkiv -72,3Simulacija pljučnega tkiva -818,3Meritve se lahkoizvedejo prirazličnih napetostihpljučapleksi steklozrakmaščobnotkivoCT število naj ne biodstopalo več kot50 HU od predvidenegaza dano snovnylonvoda76kost

Šum(Noise)Šum zmanjšuje vidnost objektov z nizkim lastnim kontrastom.Meritev šuma se izvede z uporabo cilindričnega fantoma,ki jenapolnjen z vodo ali narejen iz snovi, ki ima primerljivelastnosti s tkivom.Na sliki se šum določi kot standardna deviacija CT števil napodročju zanimanja ROI, ki ga izberemo na štirih mestih naobrobju, lahko pa tudi v sredini.Pri tem se lahko uporabi različne rekonstrukcijske algoritme.Šum je pogosto naveden z navedbo doze pri nastanku slike,tako, da se meritev lahko izvaja tudi s hkratnim merjenjem dozez ionizacijsko celico, ki jo vstavimo v fantom.77

Hkrati z meritvijo šuma lahkoizmerimo tudi homogenost CT števil(CT number uniformity)Region ofinterest (ROI)Fantom za določanje homogenostislik in šuma na slikah9h6h12h3hHomogenost slike in šum na slikahProtokol (i)Protokol (ii)Položaj v fantomu CTN (Plexi) SD CTN (Plexi) SD12h 123,1 3,3 122,3 13,33h 123,1 3,1 119,1 14,06h 123,2 3,0 126,1 14,09h 122,9 3,1 120,8 14,2Povprečje 123,1 3,1 122,1 13,9Rel. st. odstopanje 0,1% 2,4%(i) glava, 120 kV, 250 mA x 1 s, H=4 x2 mm, R= 4 mm(ii) abdomen, 120 kV t =0,5 s, I-avtomatika, H=32 x 0,5, R=5 mm78

Šum na CT slikah je standardnadeviacija (SD) CT številŠum jeodvisen od:– objekta– ekspozicijskih parametrov (doze)– debeline prereza– rekonstrukcijskega algoritma(kernel)79

Razmerje kontrast šum CNRkontrast povečamo z uporabo kontrastnih sredstev ali uporabnonižjih napetosti)CNR =CNN∝1DŠum zmanjšamo če povečamo dozo, povečamo debelino prereza,ali uporabimo višjo napetost)80

Preiskovanec – vodni fantomKonstanten tok (It = 130 mAs)premer (cm)101420253040šum (HU)1,93,55,18,213,033,6Konstanten šum (N = 13 HU)premer (cm)101420253040I t (mAs)2,96,2130870Z večanjem dimezij preiskovanca, se ob uporabi enakega produktatoka in časa povečuje šum, pri zahtevi, da se z večanjempreiskovanca šum ne spreminja pa to pomeni, da je poseg izveden zpri večjem produktu toka in časa.195081

Meritev razdaljPrimerjava dimenzij objekta (obeh fantomov) 160 mm in 320 mm z82izmerjenimi razdaljami na sliki

Kontrastna ločljivost ljivost (lowcontrast resolution)Low contrast resolutionje ponavadi določena znajmanjšim objektom,ki ga še razločimo nasliki pri izbranemlastnem kontrastu indozi. Meritev odražasposobnosti naprave,zato se test izvaja obprevzemu. Naredi sevsaj 20 slik fantoma, kijih ovrednotijo vsaj triosebe pod optimalnimipogoji.83

Prostorska ločljivost ljivost (spatialresolution- highcontrast resolution)PRVI NAČINŠtevilo parov črt, ki so ševidne na sliki.Fantom za določanjeprostorske ločljivosti84

DRUGI NAČINKatera vrsta krogovrazličnih velikosti jena sliki vidnaFantom za določanjeprostorske ločljivosti85

Premikanje mize (Couch(travel accuracy)koronarnaravninasagitalnaravninatransverzalnaravninasagitalnatransverzalnatransverzalna ravninakoronarna ravninasagitalna ravnina86

Premikanje mize v z smeri v eno in drugo stran za 300-500 mmin preverjanje ali se vrne v izhodiščni položaj.Preverjanje ustreznosti nastavitev korakov-premik mize(incrementationaccuracy) v eno smer za 100 mm in vračanje vizhodiščni položaj v 10 korakih po 10 mm.Premik mize lahko preverimo tudi s slikanjem filma, ki jepoložen na mizo v z smeri ali ovit okoli valja –fantoma.Izberemo debelino reza, naredimo sliko, mizo premaknemo zaizbrano razdaljo, ki je večja od debeline reza in ponovnoeksponiramo.Postopek ponovimo nekajkrat v obeh smereh.Pregledamo razdalje med osvetljenimi in neosvetljenimi deli na87filmu.

prikazovalnikrazdaljesmerpremikanjamizebremesimulacijapacientagantryzačetnipoložajmeriloPreverjanje točnosti in natančnosti prikazovalnika razdaljeCouch travel accuracy88

Meritev naklona gantrija Gantry Tilt Measurement Natančnost premikovnaklona gantrija lahkopreverimo s postavitvijofilma v sagitalno yzravnino ter naredimo triekspozicije pri osnovnempoložaju gantrija inpremiku naprej in nazaj zaenak kot.preseksnopa v yzravninifilm poekspoziciji89

Usklajenost zunanjih in notranjihprikazovalnikov- markerjev ravnin-laserjev• Film ovijemo okoli fantoma in ga centriramo v področju, ki gadoločajo zunanji laserji (1) ali ga položimo v x-z ravnino.• Položaje laserskih žarkov označimo tako, da na mestih, ki jihoznačujejo laserji prebodemo film• Fantom zapeljemo v notranjo ravnino in eksponiramo• Preverimo skladnost osvetljene črte z narejenimi luknjicami.luknjice, ki sonarejene napodročju laserskihmarkerjevZpo ekspozicijiX90

DozimetrijaizvordebelinarezazaslonkadozaIzpostavljenost je največja na sredini reza in se počasizmanjšuje proti robu.Izpostavljeni pa so tudi deli tkiva izven reza.91

Dozaporazdelitevdoze D(z),dozni profilCTDICT dozni indeks CTDI (Computed(Tomography Dose Index)CTDI=1T+∫ ∞- ∞D(z)dzos z– središče rotacijedebelina rezaNatančen dozimetrični opis posameznega reza pri računalniškitomografiji podaja porazdelitev doze v osi tomografa – dozni profil D(z).Dozimetrična količina s katero opišemo posamezni rez je integraldoznega profila normiran z izbrano debelino reza T in jo imenujemo92CT dozni indeks (CTDI Computed Tomography Dose Index)

CT dozni indeks merjen prosto v središču koristnega snoparentgenske svetlobe (CT Dose Index free in air CTDI a )CT kerma v zraku merjena prosto v središču koristnega snoparentgenske svetlobe CT (Air Kerma Index free in air [C K ])K a( z)= D(z)N-število rezovT-debelina reza∞∫−∞1CTDIa= CK= Ka( z)dzN ⋅TCT dozni indeks merjen prosto v središču koristnega snoparentgenske svetlobe z ionizacijsko celico dolžine 100 mm [C K,100 ](CT Dose Index free measured free in air with ionization chamber of100 mm length CTDI 100 ):CTDI50mm100= ∫−50mm1CK ,100= Ka( z)dzN ⋅T93

Meritev doznega indeksa CTDInosilecstativgantryrotacijskaos zpreiskovalnamizastativgantryDozni indeks CTDI merimo s posebnimi ionizacijskimi celicami vobliki svinčnika aktivne dolžine 100 mm ali vrsto dozimetrov, ki jihnamestimo v osi tomografa vzporedno z z osjo (meritev v zraku) ali vposebne dozimetrične fantome (meritev v fantomu)94

Meritve CTDI v zraku95

Meritve v fantomuFantomi iz pleksi stekla:simulacija glave: 2r = 16 cmsimulacija trupa: 2r = 32 cm96

Utežen CT dozni indeks merjen v dozimetričnem fantomu (mGy)(Weighted CT Dose Index in the standard CT dosimetry phantomCTDI W ):Utežena CT kerma v zraku merjena v dozimetričnem fantomu(Weighted CT Air Kerma Index in the standard CT dosimetry phantom[C K,PMMA,W ])CK , PMMA , w=P413⋅ CCP3K , PMMA ,100 , cP1P216 oz 32 cm+23CTDI =,⋅⎛⎜⎝14WC K , PMMA w⎞( C+ C+ C+ C )⎟⎠K , PMMA ,100 , p1K , PMMA ,100 , p 2ali poenostavljen zapis1 2 ⎛ 1CTDI W⋅C+ ⋅⎜3 3 ⎝ 4K , PMMA ,100 , p 3K , PMMA ,100 , p 4⎞( P + P + P + P )⎟⎠=1 2 3 4Meritev v sredini fantoma in na 4 položajih1 cm pod površino (P 1 -12h, P 2 - 3h, P 3 - 6h,P 4 - 9h) na robuIzračunamo povprečje meritev na robu97

Utežen CT dozni indeks merjen v dozimetričnem fantomu normalizirans produktom toka in časa (enota: mGy/mAs)Weighted CT dose or air kerma index normalized to product of tubecurrent with tube rotation time.K , PMMA,wnC K , PMMA,w=nCTDIw= =PItCCTDIPItw98

Premer fantoma(cm)PoljeŠirina snopa(mm)Anodna napetost(kV)Anodni tok (mA)Čas rotacije (s)Tokovni sunek(mAs)CTDI16GLAVA10120240248048,9PovprečjemGyM1M2M3SD (%)Primer meritevMeritve CTDI (mGy)Sredina50,050,050,050,00,0%CTDI W12h48,148,248,248,20,1%1 2 ⎛ 1⎞(mGy ) = ⋅ 50 + ⋅ ⎜ ( 48,2 + 47 ,7 + 47 ,8 + 49 , 5)⎟ 3 3 ⎝ 4⎠CTDI W1 2 ⎛ 1 ⎞CTDI W( mGy)50 ( 193,2) = 16,7 + 32,2 = 48, 9mGy= ⋅3+ ⋅⎜3 ⎝ 4⎟⎠CTDIw48,9mGynCTDIw= = = 0, 10P 480mAsIt3h47,647,747,647,70,1%6h47,747,847,947,80,2%999h49,549,549,749,50,2%1 2 ⎛ 1⎞⋅C+ ⋅⎜( P1+ P2+ P3+ P )⎟3 3 ⎝ 4⎠=4GyAs

Premer fantoma(cm)32Primer meritevMeritve CTDI (mGy)PoljeABDSredina12h3h6h9hŠirina snopa(mm)10M17,513,813,714,013,8Anodna napetost(kV)120M27,515,813,614,113,8Anodni tok (mA)420M37,513,913,714,113,9Čas rotacije (s)0,5Povprečje7,514,513,614,013,8Tokovni sunek(mAs)210SD (%)0,0%7,9%0,4%0,4%0,4%CTDI 11,8 mGy1 2 ⎛ 1⎞(mGy) = ⋅7,5+ ⋅⎜( 14,5 + 13,6 + 14,0 + 13, 8)⎟ 3 3 ⎝ 4⎠CTDI W1 2 ⎛ 1 ⎞CTDI WmGy( 55,9) 2,5 9,3 11, 8mGy( ) = ⋅7,5+ ⋅⎜⎟ = + =3 3 ⎝ 4 ⎠1 2 ⎛ 1⎞CTDI W= ⋅C+ ⋅⎜( P1+ P2+ P3+ P4)⎟3 3 ⎝ 4⎠11,8 mGy mGynCTDI W= = 0, 06210mAsmAs100

Spiralna tomografijaPri spiralni tomografiji se običajnopodaja CTDIvol, (volume CT doseindex), ki upošteva CT pitchCT pitch = premik mize / širina snopasevanjaCTDI =volCT pitchCTDICT∆d=N ⋅Twpitch101

Produkt doze in dolžine preiskovalnegapodročja DLP (Dose(ose-Length ength Product)Dozni indeks CTDI ne poda slike o celotni preiskavi, saj ne nudipodatka o dolžini preiskovanega področja.Zato uporabljamo produkt doze in dolžine polja DLP (mGy • cm)(Dose Lenght Product), pri čemer je N število rezov debeline T enakodolžini preiskovalnega področja LDLP=CTDIvol ⋅LCT dose length product (DLP) ali CT air kerma-length product [P KL,CT ]102(mGycm)

DozaProdukt doze in dolžine – DLP (P(P KL )L = št. rezov x debelina rezaCTDIDLP = CTDI x L (mGy.cm)z – os103

Izpostavljenost pacientov pri posegih računalniške tomografijeRačunalniška tomografija je diagnostična metoda, pri kateri jeizpostavljenost pacientov visoka v primerjavi s konvencionalnoprojekcijsko radiologijo.Zaradi vrste možnosti, ki jih ponuja, je optimizacija pri izvedbiposameznega posega zelo pomembna. Optimizacija pomeniizbiro takšnih ekspozicijskih parametrov, da bodo izpolnjenediagnostične zahteve, zaradi katerih se je poseg izvedel in bohkrati pacient izpostavljen le toliko, kot je to neizbežno.Na obsevanost pacientov pri računalniški tomografiji vpliva naeni strani sama naprava za računalniško tomografijo in na drugistrani način njene uporabe.104

Po ocenah strokovnjakov Evropske skupnosti danes računalniškatomografija prispeva skoraj že polovico h kolektivni dozi zaradidiagnostične radiologije. V obdobju 1985 – 1990 so računalniške tomografije predstavljalele 4% vseh radioloških posegov, njihov prispevek k celotni dozizaradi uporabe v zdravstvu pa je bil 18%. V letu 2000 se je delež računalniške tomografije povečal na 6%vseh radioloških posegov, prispevek k celotni dozi pa je naraselna 41%.V ZDA je delež še višji in sicer 11% vseh radioloških posegov in67% celotne doze.105

Razlogi za povečanje izpostavljenostiPovečevanje izpostavljenosti z uporabo novejših naprav ima lahkorazlične vzroke:Zaradi hitrosti in zmogljivosti modernih naprav obstaja nevarnostnepotrebnega podaljševanja preiskovanih področij pacientov,Pri MSCT se običajno uporabljajo ožji rezi kot pri SSCT, posledicapa je večji šum na slikah. Zato se lahko zgodi, da uporabnik povečatok skozi rentgensko cev aparata in tako šum zniža, dozo pa poveča,Nove aplikacije, ki jih SSCT niso omogočali – takšna je predvsemuporaba MSCT v kardiologiji, kjer so pri nekaterih preiskavahpotrebni zelo visoki tokovi skozi rentgensko cev in zelo nizek pitch(premik preiskovalne mize aparata na rotacijo sistema), posledica paso razmeroma visoke doze.106

Razlike izpostavljenosti pacientov so v večji meri posledicarazlik pri izbiri ekspozicijskih parametrov (npr. anodna napetost,tok skozi rentgensko cev, dolžina preiskovanega področja...), medrazličnimi uporabniki, kot pa konstrukcije naprav.Zaradi specifičnosti delovanja računalniške tomografije jeporazdelitev doze v preiskovancu zaradi rotacijske simetrijepovsem drugačna kot pri projekcijskem slikanju klasičneradiografije.Meritev doz na koži zato ni smiselna. Uporabljamo naslednjidozimetrični veličiniCT dozni indeks CTDI(Computed Tomography Dose Index) inprodukt doze in dolžine preiskovalnega področja DLP(Dose-Length Product)107

Monte Carlo simulacija izpostavljenosti vhodni podatki– spekter rentgenske svetlobe– vrsta preiskave podatki o sestavi, mestih inrazmerju tkiv in organov– zastopanost elementov vposameznih tkivih in organih vhodni normalizacijskiizmerjeni podatek– CTDI, DLP simulacija interakcij fotonov– fotoefekt,– Comptonov pojav,– Rayleighovo sipanje108

CT abdomnaorganspolne žlezekostni mozegširoko črevopljučaželodecmehurdojkejetrapožiralnikščitnicakostna povrhnjicakožaostalo7,25 mSv ICRP600.080.120.120.120.120.040.120.040.040.040.010.010.12Ht(mSv)6.935.3910.911.9013.7013.530.4612.680.360.036.098.1521.74Natančnejši izračun na podlagi (matematičnih) modelov in Monte 109Carlo simulacij (NRPB in ImpaCT)wtwtHt(mSv)0,550.651.310.231.640.540.060.510.010.000.060.082.618.25

Prejete dozeReferenčne vrednosti doznihindeksov CTDI in produktovdoze in dolžinepreiskovalnega področja DLPpreiskavaCTDI w(mGy)referenčnevrednostiDLP (mGycm)glava 60 1050pljuča 30 650abdomen 35 780medenica 35 570DLP je merilo za dozocelotnega posegapreiskavaCT glaveE 0 /DLP 0 (mSv/mGycm)0,0021CT vratu0,0059Z uporabo pretvornihfaktorjev lahko groboocenimo efektivno dozoCT pljučCT abdomnaCT medenice0,0140,0150,015CT trupa1100,015

DLP(glave)=1050 mGycmPrimeriE0 mSvE = DLP ⋅ = 1050mGycm⋅0,0021= 2, 2mSvDLPmGycmDLP(pljuča)=650 mGycm0E0 mSvE = DLP ⋅ = 650mGycm⋅0,014= 9, 1mSvDLPmGycmDLP(abdomen)=780 mGycmDLP(medenica)=570 mGycm0E0mSvE = DLP ⋅ = 780mGycm⋅ 0,015 = 11, 7mSvDLPmGycm0E0mSvE = DLP ⋅ = 570mGycm⋅ 0,015 = 8, 6mSvDLPmGycm0111

Izpostavljenost zaradi uporaberačunalniške tomografijeCT glaveCT vratuCT pljučCT abdomnaCT medenicerentgenskapreiskavaračunalniška tomografijaefektivnadoza (mSv)2,002,408,0010,508,70število posegov, ki bi povzročiloletno izpostavljenost enakonaravnemu ozadju1,31,10,30,250,3112

DRR iz literature EC 16262– http://www.drs.dk/guidelines/ct/quality/index.htm– SSCT MSCT– http://www.msct.eu/CT_Quality_Criteria.htm– Do 16SCT ACR– http://www.acr.org/SecondaryMainMenuCategories/quality_safety/RadSafety/RadiationSafety/guideline-diagnostic-reference.aspx113

Podatki o (CT) dozah- točnost izpisaVsi novi CTji imajo izpis CTDI/DLP– Vrednosti se preverjajo ob letnih pregledihPotrebujemo primerljive podatke zato govorimo opovprečnem pacientu– Če se uporablja avtomatska kontrola ekspozicijepotrebujemo vzorec pacientov (najmanj 10) izkaterega “izračunamo” povprečno vrednost114

Meritve v okviru letnih testovParameterTočnost izpisaCTDI/DLPPonovljivostekspozicijCTDIDozni profilMetodaPrimerjava meritve z izpisom naCT napraviVeč zaporednih meritev CTDI/DLP- odvisnosti od produkta toka inčasa (mAs)- odvisnost od napetosti (kV)- odvisnost od širine snopaMeritev doznega profilaDopustnaodstopanja1 SD < 5% povprečja115

(I) Meritve s fantomom za abdomenPremer fantoma (cm) 32Meritve DLP (mGy cm)Polje - Sredina 12h 3h 6h 9hŠirina snopa (mm) 10 M1 10,9 23,0 20,1 20,7 19,9Izpis CTDI/DLPAnodna napetost (kV) 120 M2 11,0 23,1 20,1 20,7 20,0Anodni tok (mA) 600 M3 10,9 23,0 20,1 18,1 20,0Čas rotacije (s) 0,5 Povprečje 11,0 23,1 20,1 19,9 20,0Tokovni sunek (mAs) 300 SD (%) 0,5% 0,3% 7,6% 0,3%1 2 1⎞= ( + 20, 0)⎟ ⎠DLP 17,5 mGy cm⎛CTDIw 17,5 mGy(mGy) ⋅11+⋅⎜23,1 + 20,1 + 19,93 3Izpis na zaslonu 16,4 mGy/mAs⎝ 4Odstopanje 4,1% … odstopanje med izmerjeno vrednostjo in izpisom na aparatuCTDI W( )⎟⎠⎞(II) Meritve s fantomom za glavoPremer fantoma (cm) 16Meritve DLP (mGy cm)Polje - Sredina 12h 3h 6h 9hŠirina snopa (mm) 10 M1 44,0 45,2 45,4 45,0 43,9Anodna napetost (kV) 120 M2 44,1 45,1 45,4 45,0 43,9Anodni tok (mA) 190 M3 44,0 45,2 45,6 45,1 44,0Čas rotacije (s) 2 Povprečje 44,0 45,2 45,5 45,1 43,9Tokovni sunek (mAs) 380 SD (%) 0,1% 0,1% 0,1% 0,1% 0,1%DLP 44,6 mGy cm1 2 ⎛ 1CTDIw 44,6 mGy CTDI W(mGy) ⋅ 44 + ⋅⎜45,2 + 45,5 + 45,5 +3 3Izpis na zaslonu 44,4 mGy/mAs⎝ 4Odstopanje 0,3% … odstopanje med izmerjeno vrednostjo in izpisom na aparatu116= 43, 9

Ponovljivost in linearnosti. PonovljivostPolje Širina snopa Napetost I t ItDLPD*l CTDI CTDInmmkV mA s mAs mGy cm mGy mGy/ mAsS 4 x 2 8 120 250 1 250 78,8 98,5 0,3978,8 98,5 0,3978,8 98,6 0,3978,9 98,7 0,3978,9 98,7 0,3979,0 98,7 0,3978,8 98,5 0,39Povprečje 78,9 98,6 0,39St. odstopanje (%) 0,1%ii.A. Linearnost - spreminjanje tokaPolje Širina snopa Napetost I t It D*l CTDI CTDInDLPmmkV mA s mAs mGy cm mGy mGy/ mAsS 4 x 2 8 120 50 1 50 15,9 19,8 0,40100 1 100 31,7 39,6 0,40150 1 150 47,5 59,4 0,40200 1 200 63,2 79,0 0,40250 1 250 78,9 98,7 0,39300 1 300 94,7 118,3 0,39200 0,5 100 33,3 41,7 0,42200 1,5 300 93,2 116,5 0,39200 0,75 150 48,4 60,5 0,40Povprečje 0,40 117St. odstopanje (%) 2,0%

Odvisnost CTDI od napetosti Proizvajalec 1DLPPolje Širina snopa Napetost I t It D*l CTDI CTDIn RmmkV mA s mAs mGy cm mGy mGy/ mAsS 4 x 2 8 80 250 1 250 32,6 40,8 0,16 0,41120 250 78,9 98,6 0,39 1,0135 250 102,8 128,5 0,51 1,30Odvisnost CTDI od širine snopaDLPPolje Širina snopa Napetost I t It D*l CTDI CTDIn RmmkV mA s mAs mGy cm mGy mGy/ mAsS 4 x 0,5 2 120 250 1 250 41,1 205,7 0,82 2,094 x 1 4 250 54,4 136,0 0,54 1,384 x 2 8 250 78,9 98,6 0,39 1,004 x 4312 250 115,4 96,2 0,38 0,984 x 4 16 250 140 87,5 0,35 0,89118

Dozni profilje porazdelitev doze v z osiširina snopaRTG cev60 odetektorjislikidoznihprofilovrazličnoširokihsnopovv zrakuv globini 1 cmv fantomuna sredinifantomageometrija koristnega snopadozni profil119

Meritev doznega profila (GAF filmi)P_15 mmP_10 mmP_5 mm-10,0 -8,0 -6,0 -4,0 -2,0 0,0 2,0 4,0 6,0 8,0 10,0120

P_10 mmP_5 mmP_12 mm121-10,0 -8,0 -6,0 -4,0 -2,0 0,0 2,0 4,0 6,0 8,0 10,0

CT ima dva sistema zaslonkSistem zaslonk– Prvega za rtg cevjo s katero se določi širinasevalnega snopa (in s tem izpostavljenostpacienta)– Drugega za pacientom oziroma tik preddetektorji s katerim se določi debelinaprereza– Pomembno je da sta sistema sinhroniziranaMeritev doznega profila pri različnih debelinah rezov zagotavljapreverjanje delovanja prvega sistema zaslonk ob rentgenski cevi inomogoča izračun geometrijske učinkovitosti geometricgefficiencies GEGE =širina izbrane rezineširina rezine na sliki x 100% Priporočilo je da je GE vrednost manj kot 70%122

LiteraturaEuropean Guidance on Estimating Population Doses formMedical X-Ray Procedures European CommissionRadiation Protection No 154 (2008)Urban Zdešar: predavanji– CT Dozimetrija in– CT TehnologijaAnaliza stanja digitalnih radioloških sistemov v zdravstvu,ZVD 2006123