Porovnání přímé a nepřímé digitalizace vztažená na radiační zátěž pacientů

MASARYKOVA UNIVERZITA LÉKAŘSKÁ FAKULTA KATEDRA RADIOLOGICKÝCH METOD Porovnání přímé a nepřímé digitalizace vztažená na radiační zátěž pacientů Bakalářská práce v oboru Radiologický asistent Vedoucí práce: Bc. Michal Vichta Autor: Martin Burian Brno 2013

Anotace Předkládaná bakalářská práce se zabývá porovnáním přímé a nepřímé digitalizace z hlediska radiační zátěže pacienta. V teoretické části je práce zaměřena na teorii rentgenového záření, rentgenový zobrazovací proces, radiační ochranu a hodnocení radiační zátěže pacientů. Cílem praktické části bylo zjistit, zda je skiagrafické vyšetření rentgenem s přímou digitalizací obrazu spojeno s nižší radiační zátěží než vyšetření rentgenem s nepřímou digitalizací. Pro tento účel byly vybrány dva přístroje s přímou a dva přístroje s nepřímou digitalizací. Srovnání proběhlo na základě klinických výsledků a na základě objektivního měření na vodním fantomu. Klíčová slova: rentgenové záření, přímá digitalizace, nepřímá digitalizace, radiační zátěž, radiační ochrana, diagnostická referenční úroveň Annotation This bachelor thesis deals with the comparison of direct and indirect digitalisation from the view of radiation burden of patient. The theoretical part of the thesis is focused on the theory of X-ray, X-ray imaging process, radiation protection and assessment of radiation exposure of patients. Aim of the practical part was to determine whether the X-ray radiographic examination with the direct digitalisation of image is associated with the lower radiation burden than indirect X-ray imaging technique. Two devices which use direct digitalisation and two devices which use indirect digitalisation were chosen for this purpose. The comparison was based on the clinical results and objective measurement with water phantom. Key words: X-ray, direct digital radiography, computed radiography, radiation burden, radiation protection, diagnostic referential level

Prohlášení: Prohlašuji, že jsem bakalářskou práci vypracoval samostatně pod vedením Bc. Michala Vichty a všechny použité prameny jsem uvedl v seznamu literatury. V Brně dne Martin Burian

Poděkování: Děkuji Bc. Michalu Vichtovi za vedení mé bakalářské práce, za jeho cenné rady, připomínky a čas, který mi věnoval.

OBSAH 1 ÚVOD... 7 2.1 Rentgenové záření... 8 2.1.1 Vznik a vlastnosti rentgenového záření... 8 2.1.2 Primární záření... 9 2.1.3 Sekundární záření... 9 2.1.4 Interakce RTG záření s hmotou... 10 2.2 Rentgenové zobrazení... 11 2.2.1 Vznik a vlastnosti rentgenového obrazu... 11 2.2.2 Kvalita rtg obrazu... 11 2.2.3 Filmový zobrazovací proces... 13 2.2.3.1 Filmové zpracování obrazu... 13 2.2.3.2 Vyvolávací automat... 13 2.2.4 Digitální zobrazovací proces... 15 2.2.4.1 Nepřímá digitalizace CR (Computed Radiography)... 15 2.2.4.2 Přímá digitalizace... 17 2.2.5 Výhody a nevýhody filmové a digitální radiografie... 20 2.2.6 Zobrazovací zařízení... 21 2.2.6.1 Negatoskop... 21 2.2.6.2 Diagnostický monitor... 21 2.3 Radiační ochrana... 23 2.3.1 Dozimetrické veličiny a jednotky... 24 2.3.2 Parametry a veličiny ovlivňující radiační zátěž pacienta... 26 2.4 Místní diagnostické referenční úrovně... 29 2.4.1 Veličiny pro vyjadřování diagnostických referenčních úrovní... 29 2.4.2 Stanovení a revize místních diagnostických referenčních úrovní... 30 2.4.3 Hodnocení dávek pacientu pomocí MDRÚ... 30 3 PRAKTICKÁ ČÁST... 31 3.1 Cíl práce... 31 3.2 Hypotéza... 31 3.3 Metodika práce... 32 3.3.1 Použité rentgenové přístroje... 32 3.3.2 Použité rentgenové projekce... 33

3.3.3 Měření metrem... 35 3.3.3.1 Měření plošné kermy v klinické praxi... 36 3.3.3.2 Měření plošné kermy pomocí vodního fantomu... 36 3.4 Výsledky... 38 3.4.1 Plíce (PA)... 38 3.4.2 Bederní páteř (AP)... 40 3.4.3 Koleno (AP)... 42 3.5 Diskuze... 44 4 ZÁVĚR... 46 5 SEZNAM POUŽITÉ LITERATURY... 47 6 SEZNAM POUŽITÝCH ZKRATEK... 49 7 PŘÍLOHY... 50

1 ÚVOD Za posledních 20 let prochází radiodiagnostika velkou revolucí. Klasické filmové rentgenové přístroje jsou postupně nahrazovány digitálními přístroji. V řadě případů je tento analogově digitální přechod umožněn integrací přístrojů s nepřímou digitalizací do stávajícího filmového systému. Nejnovější technologie představují systémy s přímou digitalizací, kdy odpadá mezistupeň fyzické manipulace se záznamovým mediem. Digitální zobrazovací systémy v lékařství přinášejí celou řadu výhod, díky nimž je digitalizace zcela nepochybně budoucností radiografie. V teoretické části své bakalářské práce se zabývám teorií rentgenového záření a jeho interakcí s prostředím. Stěžejní část tvoří popis digitálních zobrazovacích systémů a popis principu jejich funkce. Poslední část tvoří radiační ochrana, hodnocení radiační zátěže pacientů a zejména parametry, které ovlivňují velikost absorbované dávky pacientem. Cílem praktické části bylo porovnání radiační zátěže pacientů u přístrojů s přímou a nepřímou digitalizací obrazu. Porovnání jsem prováděl jednak na základě klinických hodnot získaných z metrů u tří běžných radiologických vyšetření, jednak na základě měření na vodním fantomu. Předpokladem bylo, že vyšetření na přístrojích s přímou digitalizací obrazu je spojeno s nižší dávkou záření než na přístrojích s nepřímou digitalizací. 7

2 TEORETICKÁ ČÁST 2.1 Rentgenové záření 2.1.1 Vznik a vlastnosti rentgenového záření Rentgenové záření je elektromagnetické vlnění s velmi krátkou vlnovou délkou v rozmezí 10-8 10-12 m. Mezi hlavní vlastnosti rentgenového záření patří schopnost pronikat hmotou, luminiscenční efekt, fotochemický efekt, ionizační efekt a biologický efekt. Při průchodu rentgenového záření hmotou postupně dochází k úbytku jeho energie v důsledku absorpce a rozptylu. Jeho intenzita klesá s druhou mocninou vzdálenosti od zdroje. Umělým zdrojem rentgenového záření je speciální vakuová elektronka zvaná rentgenka, připojená na zdroj vysokého napětí (v praxi užívané napětí je v rozmezí 20 kv až 200 kv). Žhavením vlákna katody jsou z jejího povrchu emitovány elektrony, které jsou silným elektrickým polem přitahovány k anodě. Při dopadu na povrch anody je 99% energie elektronů transformováno na tepelnou energii a zbývající 1% v energii fotonů rentgenového záření. V rentgence vznikají dva druhy RTG záření, a to brzdné a charakteristické. Převážnou většinu paprsků však tvoří záření brzdné. Brzdné záření je výsledkem prudkého zabrzdění elektronů v elektronovém obalu materiálu anody. Anoda je nejčastěji vyrobena z těžkého materiálu (wolframu), který má ve svém elektronovém obalu velkou hustotu elektronů a působí tak na elektrony emitované z povrchu katody velkými odpudivými silami. Urychlené elektrony mají před dopadem značnou kinetickou energii, která se při prudkém zabrzdění přemění v energii fotonů rentgenového záření. Vzhledem k tomu, že k zabrzdění elektronů dochází v různých energetických vrstvách obalu, je emitované záření různé energie a vlnové délky. Brzdné záření má proto spojité spektrum. Charakteristické záření vzniká tak, že elektron dopadající na anodu vyrazí některý z elektronů v K nebo L vrstvě elektronového obalu atomu. Takto vzniklé neobsazené místo je zaplněno některým z elektronů z vnějších slupek o vyšší energii a přebývající energie je uvolněna vyzářením fotonu rentgenového záření. Energie záření je závislá na vazebné energii elektronů na atomovém jádru, tzn. na materiálu anody. Charakteristické záření má jen některé vlnové délky a jeho spektrum je čárové. [3,6,12] 8

2.1.2 Primární záření Jedná se o záření, které vzniká dopadem elektronů na ohnisko anody. Primární záření označujeme též jako užitečné záření. Z rentgenky vystupuje jako kuželovitý svazek a paprsek probíhající v ose kužele se nazývá centrální paprsek. Kromě tohoto záření může v rentgence vzniknout záření rušivé, které vzniká jednak dopadem elektronů mimo ohnisko anody (extrafokální záření) a jednak nesprávným směrem primárního svazku. Primární záření vycházející z rentgenky je směsí paprsků různé vlnové délky. Na tvorbě rentgenového obrazu se podílí pouze paprsky s krátkou vlnovou délkou schopné projít naším tělem. Naproti tomu záření s dlouhou vlnovou délkou tělem neprojde (je absorbováno již v kůži) a pouze pacienta zatěžuje. Na tvorbě obrazu se nepodílí. K zachycení neužitečného záření slouží vlastní filtrace rentgenky, též zvaná primární filtrace. Na ní se podílí sklo rentgenky, olej obklopující rentgenku a výstupní okénko krytu rentgenky. Tato filtrace obvykle nestačí, a proto se na výstupní okénko přikládá ještě přídavný filtr ve formě hliníkové nebo měděné destičky. [3,6] 2.1.3 Sekundární záření Sekundární záření vzniká ve hmotě ozářené primárním svazkem. Ta část, která neprobíhá ve směru původního svazku, se označuje jako záření rozptylové. Sekundární záření se při svém průchodu ozářeným objektem pohybuje ve všech směrech a vychází z jeho nejrůznějších částí. To má velký význam v rentgenové diagnostice, protože sekundární záření tak zhoršuje ostrost a kontrast výsledného obrazu. Je proto nutné, aby byl primární svazek co nejmenší, aby zachycoval pouze vyšetřovanou část těla. Tím není zbytečně ozařován větší objem, který by dával možnost vzniku dalšího sekundárního záření. Sekundární záření lze rovněž omezit správnou volbou tvrdosti záření. Čím je záření tvrdší, tím větší množství sekundárního záření může v objektu vzniknout. Konečně je třeba vliv sekundární záření před dopadem na obrazový detektor co nejvíce snížit. Toho dosáhneme zvětšením vzdálenosti mezi objektem a detektorem a hlavně umístěním sekundární clony mezi ně. [3,6] 9

2.1.4 Interakce RTG záření s hmotou Rentgenové záření má schopnost procházet hmotou, přičemž je postupně zeslabováno. Toto zeslabení je dáno interakcí rentgenového záření s prostředím, která se uskutečňuje třemi způsoby: fotoefektem, Comptonovým rozptylem a tvorbou párů elektron pozitron. Vzhledem k nízké energii fotonů používaných v radiodiagnostice se uplatňují pouze první dvě interakce. Při fotoefektu předá rentgenové záření veškerou svou energii některému z elektronů z vnitřních slupek elektronového obalu. Jedná se o energetickou přeměnu, úplnou absorpci fotonu elektromagnetického záření, při které foton zanikne. Uvolněný elektron se po opuštění silového pole atomu pohybuje prostředím (tkání) a kolem své dráhy způsobuje ionizaci a excitaci. Na prázdné místo v elektronovém obalu přeskočí elektron z vyšší slupky a energetický rozdíl je vyzářen ve formě charakteristického rentgenového záření. Oproti fotoefektu interaguje foton při Comptonově rozptylu se slabě vázanými vnějšími orbitálními elektrony. Foton se od elektronu pružně odrazí, předá mu část své kinetické energie a dále pokračuje jako sekundární foton o nižní energii, vychýlený ze své původní dráhy. Elektron po přijetí kinetické energie opouští elektronový obal atomu a dále ionizuje a excituje okolní prostředí. Rentgenové záření patří mezi nepřímo ionizující záření. Fotony nemají náboj, ale při svém průchodu hmotou předávají svoji kinetickou energii okolním nabitým částicím, prostřednictvím nichž pak sekundárně prostředí ionizují. [1,2,6,12] 10

2.2 Rentgenové zobrazení 2.2.1 Vznik a vlastnosti rentgenového obrazu Rentgenový obraz je dvojrozměrný, stínový obraz trojrozměrného objektu. Je strukturálním obrazem objektu a chybí mu hloubka, tzn. třetí dimenze. [6, s. 29] Rentgenové záření vycházející z ohniska rentgenky prochází vyšetřovaným objektem, kde je jeho část absorbována a zbývající část dopadá na obrazový detektor (fotografický film, luminiscenční stínítko nebo elektronický detektor). Míra absorpce závisí na tloušťce a na hustotě tkáně. Různým absorpcím X-záření v různých tkáních jsou na obraze přiřazovány různé intenzity ve stupnici šedi; toto přiřazení je realizováno buď analogovým způsobem (zčernání filmu), nebo digitálně (elektronické zobrazovací detektory + počítač). [12] 2.2.2 Kvalita rtg obrazu Diagnostickou kvalitu rentgenového obrazu (schopnost zobrazit jemné struktury a anomálie) určují tři hlavní parametry: ostrost a rozlišovací schopnost zobrazení, kontrast zobrazení, expozice. Ostrost a rozlišovací schopnost zobrazení Ostrost projekčního obrazu určuje především velikost dopadového ohniska, ze kterého je rentgenové záření emitováno. Čím je ohnisko větší, tím je ostrost obrazu horší. Běžná velikost ohniska je od 0,5 2mm. S ostrostí úzce souvisí rozlišovací schopnost zobrazení. Rozlišovací schopnost je definovaná jako nejmenší vzdálenost dvou bodových objektů, které se ještě zobrazí odděleně. Při menší vzdálenosti se oba body zobrazí jako jeden bod. Rozlišovací schopnost u rentgenového zobrazení je kolem 0,5 2 mm. Ostrost a rozlišovací schopnost je rovněž ovlivněna vlastnostmi obrazového detektoru (fotografický film, film se zesilovacími foliemi, elektronické detektory). Ke zhoršení ostrosti a rozlišovací schopnosti výrazně přispívají pohyby pacienta. Mluvíme o tzv. pohybové neostrosti a může se zde jednat jak o zachycení některého z fyziologických pohybů (pohyb srdce, plic), tak pohyby pacienta v průběhu expozice. K eliminaci této neostrosti výrazně napomůže zkrácení expozičního času při současném zvýšení intenzity rentgenového záření a synchronizace expozice se srdečním cyklem nebo dýchacím cyklem (EKG gating, respiratory gating). 11

Pro měření rozlišovací schopnosti lze použít čárový fantom. Ten je vyrobený z plexiskla, na kterém jsou v drážkách naneseny olověné pásky o síle 0,1 nebo 0,05 mm. Stupnice na fantomu je pak definovaná jako počet párů čar na mm, které lze ještě rozlišit (LP/mm Linien Paar/mm) Kontrast zobrazení Kontrast zobrazení vyjadřuje stupeň zobrazení rozdílů v absorpci rentgenového záření pomocí stupnice šedi. Je určen dvěma faktory. Prvním je poměr absorpčních koeficientů pro různé druhy zobrazované tkáně. Absorpční koeficient závisí především na hustotě (denzitě) zobrazované tkáně. Tkáně, které mají nepatrný rozdíl v absorpčních koeficientech, lze vzájemně rozlišit podáním kontrastní látky. Kontrast způsobený absorpcí je dále ovlivněn energií rentgenového záření, tedy nastavením anodového napětí. Záření o nízké energii (měkké záření, 20 kev) se používá u zobrazení tenkých vrstev měkkých tkání. Naproti tomu při zobrazení tlustších vrstev nebo hutnějších tkání se používá záření o vysoké energii (tvrdé záření, 80 100 kev). Při použití tvrdých technik dochází ke zhoršení kontrastu rozptýleným zářením vzniklým při Comptonově rozptylu (měkké záření reaguje především fotoefektem). Ke zhoršení kontrastu také výrazně přispívá superpozice rentgenového záření při prozařování jednotlivých vrstev tkání a orgánů v různých hloubkách, obecně o různé hustotě. Tento negativní vliv je eliminován u tomografického zobrazení CT. U digitálních přístrojů lze kontrast dodatečně zvýšit počítačovým zpracováním (postprocessing) - vhodnou jasovou modulací obrazu. Při takovém zpracování je důležitá tzv. bitová hloubka - počet bitů, v němž je obraz vytvářen v procesu analogově-digitální konverze z elektronického detektoru X-záření do obrazové matice v počítači. [12] Bitová hloubka udává maximální počet odstínů šedi. Čím je bitová hloubka větší, tím detailnější se nám potom obraz jeví. Počet fotonů v obraze K získání obrazu dobré kvality je potřeba určitého optimálního počtu fotonů rentgenového záření. Při malém počtu fotonů je snímek podexponovaný, při velké počtu fotonů je přeexponovaný. U filmů a luminiscenčních stínítek je počet fotonů určen citlivostí použitého materiálu. Při zobrazování pomocí digitálních detektorů lze dodatečně jas obrazu upravit. U digitálních zobrazovacích detektorů je při nedostatečném počtu fotonů vzniklý obraz složený z rušivých arteficielních bodů, v nichž se mohou některé potřebné detaily ztratit 12

(obraz je rozšumělý ). Počet detekovaných fotonů zde závisí na citlivosti senzoru, která je definována pomocí detekční kvantové účinnosti (DE - Detection uantum Efficiency). DE v procentech vyjadřuje množství fotonů rentgenového záření prošlých detektorem, které bylo tímto detektorem zaznamenáno a využito k tvorbě snímku. Artefakty na rtg obrazu Artefakty jsou struktury na rentgenových obrazech, které nemají původ v zobrazovaném předmětu a mohou být zdrojem špatné diagnostické informace. Příčinou těchto artefaktů mohou být kovové předměty ve svazku rentgenového záření, ale také špatná kvalita detekčního media (defekty či nečistoty na fotografickém filmu nebo nehomogenity v detektorech flat panelu). [6,7,12] 2.2.3 Filmový zobrazovací proces 2.2.3.1 Filmové zpracování obrazu Při klasickém (konvenčním) snímkování se využívá fotochemický účinek rentgenového záření. Záření prošlé vyšetřovaným objektem reaguje s bromidem stříbrným na fotografickém filmu. Stříbro se ze své vazby ve sloučenině uvolní a tím na fotografickém filmu vzniká latentní obraz tvořený různou hustotou zrníček koloidního stříbra. Při vyvolání ve vývojce se daný obraz zviditelní a zbylý bromid stříbrný se v ustalovači rozpustí. Zčernání filmu (denzita) je přímo úměrná místnímu ozáření. Na rozdíl od běžných fotografických filmů mají filmy pro rentgenové snímkování silnější emulzi s vyšším obsahem halogenidů stříbra. Přesto je fotochemická citlivost filmů stále malá a k jejímu zvýšení jsou před film vloženy zesilovací luminiscenční fólie. Zvýšení citlivosti filmu pak znamená snížení potřebného počtu fotonů a tím menší radiační zátěž pacienta. [12] 2.2.3.2 Vyvolávací automat Ke zrychlení celého procesu vyvolávání filmového materiálu výrazně přispělo zavedení vyvolávacích automatů. Vyvolávací automaty se podle způsobu vyvolávacího procesu dělí do dvou základních kategorií: mokré a suché. Hlavní výhodou obou typů přístrojů je, že celý proces vyvolávání a ustalování se děje bez přímého kontaktu laboranta s chemikáliemi. Základem obou technologií je film s emulzí bromidu stříbrného. Zatímco u mokrého vyvolávacího automatu je film vyvolán pomocí klasických chemikálií, tak suchý automat je založen na zahřátí suchého filmu. Filmy pro suchou cestu obsahují speciální ingredience, 13

které po zahřátí odbarví neozářené částice bromidu stříbrného a film se stane průhledným (obraz se stane viditelným). Automaty se suchou cestou se však až na pár výjimek nepoužívají. Nejvíce rozšířený typ vyvolávacích automatů je založený na mokré cestě vyvolávání. V první fázi je film vložen do vstupní části automatu (uvnitř je světelně uzavřený prostor) a je dále vodícími válečky zaveden do nádrže s vývojkou. Následuje nádobka s ustalovačem a pak směřuje do vodní lázně. Po vyprání pokračuje film skrz sušičku, kde teplý vzduch fouká přes povrch filmu a suší jej. Obrázek č. 1: Schématické zobrazení dráhy filmu ve vyvolávacím automatu [22] Jeden z hlavních požadavků na vyvolávací automat je, aby poskytovaly jednotný výsledek u každého filmu. Chemické reakce při vyvolávání závisí na teplotě a koncentraci chemikálií v nádržkách. Proto je teplota v nejdůležitější části vývojce regulována termostatem na konstantních 35 C. Rovnoměrná koncentrace a teplota je v každé nádržce zajištěna promícháváním čerpadlem. Kromě teploty a koncentrace chemikálií závisí chemické reakce rovněž na době, po kterou k nim dochází. Toho je dosaženo motorem, který pohání všechny válce najednou a film tak prochází válci konstantní rychlostí. Čas, který film stráví v každé lázni je regulován délkou filmu a vyvolávací rychlostí filmu. Celkově doba zpracování trvá v rozmezí od 90 300 s. [11] 14

2.2.4 Digitální zobrazovací proces Klasické analogové zobrazení reprezentované fotografickým filmem nebo luminiscenčním stínítkem je v současné době nahrazováno digitálním zobrazením. Digitální zobrazení využívá elektronické zobrazovacími detektory, kterými jsou polovodičové čipy, citlivé buď na světlo, nebo na rentgenové záření. Hlavní výhodou digitalizace je úspora času, redukce dávky díky vyšší detekční účinnosti, vyšší kvalita získaných obrazů a možnost jejich následných úprav a archivace v digitální podobě. Nepřímá digitalizace nepřímá konverze rtg stimulační fosfor Digitální radiografie Přímá digitalizace nepřímá konverze přímá konverze scintilátor + TFT scintilátor + CCD amorfní selen + TFT Obrázek č. 2: Přehled detektorů pro digitální radiografii 2.2.4.1 Nepřímá digitalizace CR (Computed Radiography) V rámci procesu získávání obrazu je nepřímá digitalizace podobná klasické filmové radiografii. Nadále se tu používá kazeta podobná kazetám film foliové kombinace, avšak u nepřímé digitalizace kazeta obsahuje paměťovou fólii. Tato skutečnosti umožňuje integrovat systém s nepřímou digitalizací do stávajícího filmového rentgenového přístroje. Paměťové folie jsou vyrobeny z rentgenově stimulačního fosforového materiálu, který po absorpci rtg záření uvolní elektrony do excitační energetické hladiny. V krystalické mřížce absorpčního materiálu tak vzniká vrstva zadržení (pasti), ve které elektrony vydrží řádově několik hodin (proto je latentní obraz na paměťové folii poměrně stabilní). Tento latentní obraz je tedy tvořený reliéfem elektronů rozmístěných jak v základní, tak excitační energetické hladině. 15

Obrázek č. 3: Princip expozice a stimulace obrazového detektoru fosforové výpočetní radiografie [8, s. 123] Kazeta je následně přenesena do čtecího zařízení, kde je latentní obraz převeden na světelný signál. To probíhá pomocí neonového laseru, který postupně čte elektronový reliéf a v místě dopadu vyvolává opticky stimulovanou luminiscenci. Elektrony jsou laserem relaxovány, svoji nadbytečnou energii ztrácejí vyzářením kvanta viditelného světla a vracejí se zpět do základní energetické vrstvy. Světelný záblesk je zesílen fotonásobičem a převeden na analogový elektrický signál. Ten je dále transformován v analogově digitálním převodníku do digitální formy a zpracován počítačem. Vzniklý obraz se zobrazí na monitoru. Nakonec je kazeta ozářena intenzivním laserovým světlem, čímž je zbývající latentní obraz vymazán a folie je tak připravena k dalšímu použití. Paměťové kazety jsou vyráběny ve stejném rozměru jako standardní rtg filmy a jejich životnost se pohybuje kolem 10 000 až 30 000 cyklů. [7,8,23] Obrázek č. 4: CR digitalizér [25] 16

2.2.4.2 Přímá digitalizace Přímá digitalizace (DDR Direct Digital Radiography) pracuje na bázi obrazových detektorů sestavených do ploché matice (flat panel). Podle způsobu převodu rtg záření na elektrický signál rozlišujeme dva typy detektorů: detektory s přímou konverzí převádějí rtg záření přímo na elektrický signál detektory s nepřímou konverzí k absorpci rtg záření dochází ve scintilátoru, vzniklé světelné záblesky jsou převedeny na elektrický signál Technologie TFT U technologie flat panel je pod vrstvou detektorů na skleněné desce umístěna matice tranzistorů TFT (Thin Film Transistors tenký film transistorů ). Ke každému obrazovému čidlu náleží jeden z těchto transistorů, kondenzátor pro akumulaci signálového náboje a příslušné sběrné vodiče. Transistory mají své souřadnice v osách X a Y, tím je určena přesná poloha detekce fotonu rtg záření. Signálové impulzy se svojí přesnou pozicí jsou převedeny analogově digitálním převodníkem do digitální podoby a uloženy na odpovídající adrese v obrazové matici počítače vzniká digitální rentgenový obraz. Flat panel s přímou konverzí Přímá konverze neboli přímý převod rentgenového záření na elektrický signál, je zajištěna polovodičovými obrazovými elementy vyrobenými z amorfního selenu. Rozlišovací schopnost obrazů závisí pouze na hustotě obrazových elementů (pixelů) na flat panelu. Amorfní selen je využíván zejména pro své výborné detekční vlastnosti a pro vysokou prostorovou rozlišovací schopnost. Konverze rentgenového záření na elektrický signál je umožněna díky vnitřnímu fotoelektrickému jevu v elektronovém obalu selenu, při kterém je generována dvojice nábojových nosičů elektron díra. Před ozářením je pomocí horní elektrody přivedeno na selenovou vrstvu vysoké elektrostatické pole (jednotky kv), vlivem kterého jsou generované nábojové nosiče nasměrovány ke sběrným elektrodám. Vzájemná separace detekčních elementů je provedena pomocí tvarujícího elektrického pole uvnitř selenové vrstvy. Díky tomu, že elektron díra jsou ovlivňovány siločarami vnějšího elektrického pole, nedochází k jejich žádnému laterálnímu pohybu a jsou okamžitě směřovány ke sběrným elektrodám. Detekční vrstva selenu při tloušťce 250 μm absorbuje více než 95% fotonu. Výstupní elektrický signál se tak nerozmazává (jak je tomu u nepřímé konverze vlivem rozptylu světla v detektoru) a tím se výrazně zvyšuje rozlišovací schopnost při vysokém kontrastu. 17

Obrázek č. 5: Princip konstrukce flat panelu s přímou konverzí (vlevo) a nepřímou konverzí (vpravo) rtg signálu na signál elektrický [8, s. 125] Flat panel s nepřímou konverzí Energie rentgenového záření je zde nejdříve převedena v luminiforu (scintilátoru) na světelnou energii. Světelné záblesky vstupují do polovodičových fotodiod (vyrobených z amorfního křemíku), ve kterých vnitřním fotoefektem uvolňují elektrický náboj (elektrony a díry). Mezi nejčastěji používané luminifory patří: - amorfní luminifor (v důsledku značného rozptylu emitovaného světla má horší prostorovou rozlišovací schopnost) - luminifor s krystalickou strukturou CsI (paralelní uspořádání podélných krystalů omezuje rozptyl světla) CCD detektory (Charge Coupled Device) CCD detektory jsou detektory přímé digitalizace s nepřímou konverzí. Systém je složený z plošného scintilátoru (Tl dotované CsI), který transformuje dopadající rentgenové záření na světlo. Světlo emitované ze scintilátoru je následně centrováno pomocí čoček či sbíhavého kužele optických vláken na malou fotosenzitivní plochu CCD čipů (pixelů). CCD čip konvertuje světlo na elektrický náboj. 18

Obrázek č. 6: Plošný scintilátor s kužely optických vláken koncentrujících světelné záblesky na CCD čipy [24] CCD čipy fungují na principu nábojově vázaných struktur. Čip je tvořený polovodičovou destičkou (nejčastěji křemíkem), na které jsou umístěné elektrody, oddělené od polovodiče vrstvou dielektrika. Elektrody jsou buď řádkové (zpracovávají obraz po řádcích) nebo plošné (zaznamenávají obraz najednou). Pokud je na některou z elektrod přiloženo záporné napětí, pak vzniklé elektrické pole přemístí elektrony z povrchu polovodiče do jeho objemu. Na povrchu polovodiče tak vzniká ochuzená oblast, tzv. potenciálová jáma pro menšinové nosiče díry. Přiložením vyššího napětí na sousední elektrodu, tzv. řídící napětí, dojde k vytvoření hlubší potenciálové jámy, do které přejdou sousední díry. Obrázek č. 7: Základní struktura CCD čipu. [7, s. 35] Struktury CCD jsou tedy integrované obvody, ve kterých se vnější informace (světlo), převede na shluky menšinových nosičů, které jsou žádaným způsobem rozmístěny v povrchových oblastech polovodiče. Zpracování této informace se pak provádí přemisťováním těchto shluků. [7,8,23] 19

2.2.5 Výhody a nevýhody filmové a digitální radiografie Filmová radiografie Výhody: dlouholetý ověřený provoz nižší počáteční pořizovací náklady možnost prohlížení snímků bez dalšího vybavení Nevýhody: vysoké provozní náklady (spotřební materiál: rtg kazety, filmy, folie, chemikálie; likvidace chemikálií) potřeba temné komory a nutnost údržby vyvolávacího zařízení nutné uložiště pro archivaci snímků vyvolání snímku může trvat několik minut pouze jeden výtisk snímku - obtížné a drahé sdílení nelze upravit jednou pořízený snímek větší počet opakovaných snímků klasický rentgenový přístroj používá vysoké dávky záření snímku po pořízení chybí osobní údaje pacienta, čas pořízení musí být doplněny s časem spojená ztráta informace (blednutí barevná nestálost) Digitální radiografie Výhody: konstantní vysoká kvalita obrazu redukce opakovaných snímků expoziční čas je zredukován 5x 20x celkový pokles radiační zátěže ve většině případů větší dynamický rozsah - i když je snímek podexponovaný nebo přeexponovaný, lze jej upravit bez dalšího snímkování redukce prostor pro ukládání snímků digitální archivace (okamžitý přístup, snadné sdílení mezi pracovišti) snížení provozních nákladů při vybudovaném PACS archivu možnost kopírování snímků bez ztráty kvality žádné náklady na spotřební materiál rychlost okamžitá kontrola snímku, zvýšená průchodnost pacientů 20

Nevýhody: vysoké pořizovací náklady (kromě rentgenového přístroje je potřeba diagnostický monitor, v případě CR čtečka paměťových kazet) složité hardwarové a softwarové vybavení složitý a nákladný servis nutnost správce PACS nutnost zabezpečení dat [17] 2.2.6 Zobrazovací zařízení 2.2.6.1 Negatoskop Negatoskop je používán k zobrazení rentgenových filmů. Základními parametry, které musí negatoskop splňovat, jsou dostatečný jas a homogenní podsvícení celé plochy. Platí, že jas musí být minimálně 2000 cd/m 2 (negatoskopy pro mamografii min 3500 cd/m 2 ). Rozdíl v homogenitě jasu na celou plochu musí být 30 %. Platí rovněž, že při diagnostickém čtení snímků musí být osvětlení místnosti tlumené (méně než 100 luxů). Staré negatoskopy byly podsvícené pomocí zářivek s denním bílým světlem. Naproti tomu moderní negatoskopy jsou podsvícené fluorescenčními trubicemi (TFT-LCD technologie) s namodralým světlem, které je pro lidské oko příjemnější. Zářivky kmitají s vysokou frekvencí, čímž nedochází k takové únavě očí v důsledku stroboskopického efektu. Nejnovější ultratenké negatoskopy využívají nekmitavé LED podsvícení. Jednotnost podsvícení dosahuje až 95%. [7, 8] 2.2.6.2 Diagnostický monitor V digitálním zobrazovacím řetězci představuje monitor výstupní (reprodukční) část. Diagnostický monitor je určený k primární diagnostice. Musí splňovat takové požadavky, aby bylo využito mezních parametrů sběru dat a mezních parametrů vjemu lidského oka. Vysoká kvalita zobrazení tak zamezuje stanovení falešně pozitivní nebo falešně negativní diagnózy. Důraz je kladen především na vysoké rozlišení, jas a kontrast. U skiagrafických snímků skeletu postačují monitory s rozlišením 2 MP (rozsah matice 1024 x 1280-1200 x 1600). U skiagrafie hrudníku je zapotřebí rozlišení 3 MP (1536 x 2048) a u mamografie je 5MP monitor téměř nutností (2048 x 2560). 21

Jas diagnostických monitorů musí být min. 200 cd/m2, obvykle se však kalibrují na jas 390 až 410 cd/m 2. Kontrastní poměr (poměr mezi černou a bílou) je standardně 600:1 až 800:1. Všechny diagnostické monitory musí být kompatibilní s požadavky normy DICOM 1. [8,10] 1 Digital Imaging and Communications in Medicine 22

2.3 Radiační ochrana Radiační ochrana představuje systém technických a organizačních opatření, jejímž cílem je vyloučení deterministických účinků ionizujícího záření a snížení pravděpodobnosti stochastických účinků na úroveň přijatelnou pro společnost i pro jednotlivce. Radiační ochrana proti deterministickým účinkům (účinkům spojených se smrtí buněk a s následným poškozením funkce tkáně a orgánu) spočívá v zajištění takových opatření, aby nebylo dosaženo prahové dávky pro jednotlivé tkáně a orgány. Stochastické účinky (bezprahové účinky, spojené se změnou přeživších buněk) nelze zcela vyloučit, ale můžeme u nich omezit pravděpodobnost jejich vzniku. Principy radiační ochrany Princip zdůvodnění každé ozáření ionizujícím zářením musí být zdůvodněno přínosem, který převažuje rizika s tímto ozářením spojená. Princip optimalizace též nazýván princip ALARA (as low as reasonably achievable) říká, že velikost individuálních dávek, počet ozářených osob a pravděpodobnost ozáření (kde není jisté, že k němu dojde) musí být tak nízké, jak lze jen rozumně dosáhnout při zachování ekonomických a sociálních hledisek. Princip optimalizace je střední cestou mezi podceňováním rizik spojených s ozářením a přehnanými požadavky na radiační ochranu pro zajištění nulový dávek za každou cenu. Princip limitování při činnostech vedoucích k ozáření osob je nutné omezovat ozáření tak, aby celková dávka ozáření za určité období nepřesáhla stanovené limity. Základní limity se vztahují na radiační pracovníky, na studenty a obecně na činnosti vedoucí k ozáření. Do principu limitování není zahrnuto lékařské ozáření, tedy ozáření spojené s diagnostikou a léčbou. Stanovením závazných limitů v lékařství by následně omezovalo některé diagnostické či terapeutické výkony nezbytné pro zdraví pacienta. V rámci lékařského ozáření podléhá radiační ochrana prvním dvěma zmíněným principům: zdůvodnění a optimalizaci. Pro princip zdůvodnění platí, že riziko spojené s lékařským ozářením musí být vyváženo či převáženo přínosem pro zdraví pacienta (např. lékař indikující rentgenové vyšetření, musí zvážit, zda by stejnou diagnostickou informaci nepřineslo jiné vyšetření bez ionizujícího záření, např. ultrazvuk). Princip optimalizace v lékařství spočívá v aplikaci pokud možno co nejnižších dávek záření při zajištění dostatečné diagnostické informace. Proto byly v rámci optimalizace stanoveny doporučené hodnoty dávek, tzv. diagnostické referenční úrovně sloužící jako standard pro konkrétní lékařské ozáření (viz níže). 23

Princip fyzické bezpečnosti zdrojů ionizujícího záření zdroje ionizujícího záření musí být zabezpečeny tak, aby nemohlo dojít k nekontrolovanému ozáření či kontaminaci prostředí. Jedná se o soubor opatření, která zamezují jednak přístupu nepovolaným osobám či odcizení zdroje, jednak předávání zdroje pouze držiteli platného povolení, ale také soubor opatření minimalizující důsledky případných nehod. Základní způsoby radiační ochrany O velikosti absorbované dávky rozhoduje několik faktorů: intenzita záření, druh a energie záření, doba expozice a geometrické uspořádání (vzdálenost od zdroje, stínění). Jsou tedy tři základní způsoby ochrany před ionizujícím zářením: ochrana časem, ochrana vzdáleností a ochrana stíněním. Ochrana časem absorbovaná dávka roste s dobou, po kterou se nacházíme v blízkosti zdroje ionizujícího záření. Zkrácením doby pobytu na nezbytně nutnou dobu úměrně snížíme absorbovanou dávku záření. Ochrana vzdáleností vychází ze skutečnosti, že intenzita záření a tím i dávkový příkon záření klesá s druhou mocninou vzdálenosti od zdroje záření. Navýšení vzdálenosti od zdroje, např. na dvojnásobek, způsobí pokles dávky na čtvrtinu původní hodnoty. Ochrana stíněním záření při svém průchodu látkovým prostředním ztrácí na intenzitě díky absorpci. Pokud záření umístíme do cesty vhodný absorbent, můžeme tak dosáhnout určitého zeslabení intenzity nebo úplného odstínění záření. [1,5,13] 2.3.1 Dozimetrické veličiny a jednotky Absorbovaná dávka D = de/dm je definovaná jako poměr střední energie ionizujícího záření absorbovaná objemovým elementem látky a hmotnosti tohoto objemového elementu. [13] Absorbovaná dávka vypovídá o absorbované energii v daném místě ozářené látky, ale nevypovídá o okamžitém rozložení absorbované energie v látce. Jednotkou absorbované dávky je joule na kilogram (J/kg), která se nazývá gray (Gy). Absorbovaná dávka určuje míru fyzikálně chemických účinků ionizujícího záření na látku, s možnými biologickými účinky (pokud se jedná o živou tkáň). Absorbovaná dávka však nedokáže předpovědět závažnost ani pravděpodobnost těchto biologických účinků, proto se používá společně s dalšími faktory jako je dávkový příkon a druh záření. 24

Dávkový příkon D = dd/dt je definován jako přírůstek dávky v daném místě ozářené látky za jednotku času. Jednotkou je Gy.s -1 (zpravidla se však používají dílčí jednotky Gy.min -1 nebo mgy.hod -1 ). Kerma (kinetic energy released in material - kinetická energie uvolněná v materiálu) je definovaná jako K = de/dm, kde de je součet kinetických energií všech nabitých částic vzniklých při interakci nenabitých ionizujících částic s látkou o určitém objemu a hmotností tohoto objemu dm. Jednotkou kermy je gray, stejně jako u absorbované dávky. Kerma zahrnuje energii vytvořenou pouze ve sledovaném objemu při interakci primárního svazku nepřímo ionizujícího záření s látkou. Naproti tomu absorbovaná dávka zahrnuje i dávku ze sekundárního záření přicházejícího z okolí sledovaného objemu. Ekvivalentní dávka H T = w R * D TR součin radiačního váhového faktoru w r a střední absorbované dávky D TR v orgánu nebo tkáni T pro ionizující záření R. Pokud je ve sledovaném poli zastoupeno více druhů záření, je ekvivalentní dávka rovna součtu takovýchto součinů pro jednotlivé druhy záření. Jednotkou ekvivalentní dávky je J.kg -1 a má název sievert (Sv). Hodnota w r je odvozena od RBÚ 2 používané v radioterapii. Pro rentgenové záření, gama záření a elektrony používané v lékařství je hodnota w r = 1. Z toho vyplývá, že číselně se absorbovaná dávka rovná ekvivalentní dávce (1Sv = 1 Gy). Efektivní dávka E = w T * H T je součtem součinů tkáňových váhových faktorů 3 w T a ekvivalentních dávek H T v ozářených tkáních a orgánech T. [1, s. 20] Efektivní dávka tedy převádí účinky záření po nerovnoměrném ozáření těla na srovnatelné účinky, vzniklé po rovnoměrném ozáření celého těla. Jednotkou je sievert (Sv). Dávkový ekvivalent (H) je součin absorbované dávky v uvažovaném bodě tkáně a jakostního činitele. Jednotkou je sievert (Sv). Jakostní činitel je bezrozměrná veličina, odvozená od RBÚ pro účely radiační ochrany. Jakostní činitel vyjadřuje kolikrát je daný druh záření biologicky účinnější než fotonové záření o energii 200 kev. Pro záření rentgenové a gama, která se používají v radiodiagnostice, má hodnotu = 1. 2 RBÚ relativní biologická účinnost porovnává biologické účinky různých druhů záření. RBÚ je poměr dávek dvou druhů záření k vyvolání stejného biologického účinku. 3 Tkáňové váhové faktory w T vyjadřují relativní příspěvky jednotlivých tkání a orgánů k poškození celého těla po rovnoměrném celotělovém ozáření. Umožňují porovnávat radiosenzitivitu jednotlivých tkání a orgánů a jejich podíl na vzniku stochastických účinků. Součet tkáňových váhových faktorů všech orgánů a tkání je roven 1. 25

absorbovaná dávka D střední absorbovaná dávka D TR radiační váhový faktor W R ekvivalentní dávka H T efektivní dávka E tkáňové váhové faktory W T Obrázek č. 8: Stanovení efektivní dávky počínaje absorbovanou dávkou [5, s. 85] Osobní dávkový ekvivalent H p (d) je dávkový ekvivalent v (měkké) tkáni v hloubce d pod specifikovaným bodem na lidském těle. Jednotkou této veličiny je sievert. Osobní dávkový ekvivalent slouží v radiační ochraně pro monitorování radiačních pracovníků. Specifickým bodem je obvykle místo, kde se nosí osobní dozimetr. U nepronikavého záření se stanovuje efektivní dávka na kůži, rukách a nohách v hloubce 0,07 mm (u pronikavého záření v hloubce 10 mm). Při monitorování dávky na oční čočku je d = 3 mm. [1,5,13,14] 2.3.2 Parametry a veličiny ovlivňující radiační zátěž pacienta Expoziční parametry Napětí na rentgence (anodové napětí) vyjadřuje napěťový rozdíl mezi anodou a katodou. Se vzrůstajícím napětím roste energie vznikajících fotonů a tím jejich pronikavost (tvrdost). Fotony o vyšší energii méně podléhají rozptylu a pacient je tak vystaven menší radiační zátěži. Elektrické množství je součin anodového proudu a expozičního času. Udává celkový náboj neboli celkové množství elektronů prošlých mezi anodou a katodou. Se stoupajícím elektrickým množstvím (mas) se lineárně zvyšuje množství vyprodukovaných fotonů rentgenového záření a zvyšuje se i dávka v těle pacienta. [5, s. 93] Zvýšení anodového napětí vede k navýšení počtu vznikajících fotonů. Každé takové zvýšení musí být proto kompenzováno snížením elektrického množství pro menší radiační zátěž pacienta. Optimální nastavení expoziční parametrů a tím i jednotnou kvalitu obrazu zajišťuje expoziční automatika. Expoziční automatika nastavuje expoziční parametry (napětí a elektrické množství) tak, aby byla zachycena maximální obrazová informace při co nejnižší radiační zátěži pacienta. V průběhu vyšetření je pomocí ionizační komůrky monitorována aktuální akumulovaná dávka 26

a je porovnávána s referenční hodnotou. V okamžiku dosažení předvolené hodnoty, expoziční automatika ukončí expozicí vypnutím anodového napětí ve vysokonapěťovém generátoru. Ionizační komůrka je pro rentgenové záření průhledná, proto může být umístěna před obrazovým detektorem. Vedle ionizačních komor lze rovněž použít polovodičové detektory, které jsou však pro záření neprůhledné a musí být umístěny za filmem či flat panelem. Obvykle je v ozařovaném poli použito více těchto detektorů. Jejich počet a rozmístění závisí na klinickém použití. Např. u vertigrafů pro snímkování plic či ledvin je součástí expoziční automatiky jeden detektor pro každou plíci nebo ledvinu a jeden detektor pro centrální oblast. Obrázek č. 9: Umístění ionizačních komor expoziční automatiky u hrudního vertigrafu [9] Vyclonění pole vymezení ozařovaného pole pouze na vyšetřovanou oblast patří k nejdůležitějším metodám snižujícím radiační zátěže pacienta. Dochází rovněž k omezení vzniku sekundárního záření, které zhoršuje kvalitu výsledného obrazu. Filtrace slouží k eliminaci nízkoenergetické složky rentgenového záření, která se nepodílí na vzniku rentgenového obrazu a pouze představuje radiační zátěž pro pacienta. K filtraci se obvykle používá hliníková nebo měděná destička, tloušťky 1,5 4 mm, vložená do cesty primárnímu svazku ve výstupním okénku rentgenky. Filtr tuto měkkou složku záření pohltí, zatímco tvrdou propustí. Filtrace sníží povrchovou dávku až o 30 %. 27

Obrázek č. 10: Energetické spektrum rentgenového záření po filtraci a po průchodu pacientem. [13] Vzdálenost ohniska rentgenky od povrchu těla pacienta dávkový příkon klesá s rostoucí vzdáleností od ohniska rentgenky. Čím je tato vzdálenost větší, tím je nižší dávka v kůži pacienta. [1, s. 87] Zesilovací fólie při klasické filmové skiagrafii jsou k filmu přiloženy zesilovací fólie, které umožňují několikanásobné snížení dávky. Jsou tvořené vrstvou luminiforu, který po absorpci rentgenového záření emituje viditelné světlo a exponuje tak fotografický film. Zesilovací fólie však zhoršuje rozlišovací schopnost (především kvůli krystalické struktuře luminiforu). Proto jsou u vyšetření, která vyžadují vysoké rozlišení používány fólie s nízkým zesílením. Fixace pacienta fixace má význam především u malých dětí. Fixací zabráníme vzniku pohybových artefaktů v rentgenovém obraze a nutnosti opakovat snímek. Stínění oblastí na těle ke stínění všech oblastí (zejména radiosenzitivních orgánů), které nejsou součástí vyšetření, se používají ochranné pomůcky. Jsou vyrobené z olověné gumy nebo z plastu s příměsí olova. [1,5,6,9] 28

2.4 Místní diagnostické referenční úrovně Diagnostické referenční úrovně jsou úrovněmi ozáření, jejichž překročení se při vyšetření dospělého pacienta o hmotnosti 70 kg při použití standardních postupů a správné praxe neočekává.[15] Diagnostické referenční úrovně (DRÚ) nelze chápat jako přesně definovaný limit, ale jako obecně definovanou vyšetřovací úroveň. Jinými slovy DRÚ slouží k rychlému stanovení a hodnocení dávek pacientů na pracovišti, ale neměly by být používány pro stanovení dávky individuálního pacienta. DRÚ jsou první indikátor problému pro neoptimalizovaná pracoviště. Zdravotnické zařízení, které soustavně překračuje místní diagnostické referenční úrovně v rutinní klinické praxi, musí provést nápravu v radiační ochraně. Pokud však zdravotnické zařízení DRÚ nepřekračuje, nemusí to nutně znamenat, že je zde radiační ochrana optimalizovaná. Pro pracoviště, která nepřekračují národní diagnostické referenční úrovně, se zavádí místní diagnostické referenční úrovně (MDRÚ). MDRÚ se zavádí v rámci optimalizace pro další redukci dávek, případně slouží pro odhalení pracovišť, které nesplňují v rámci daného zdravotnického zařízení stanovené standardy. [18] 2.4.1 Veličiny pro vyjadřování diagnostických referenčních úrovní Pro stanovení místních diagnostických referenčních úrovní se používají veličiny, které lze na daném pracovišti snadno změřit nebo vypočítat a které mají zároveň vztah (přímý nebo nepřímý) k riziku ozáření. [18] Tabulka č. 1: Přehled veličin, ve kterých se v rentgenové diagnostice stanovují diagnostické referenční úrovně [18, s. 78] Symbol Zobrazovací Název veličiny Význam (jednotka) modalita Vstupní povrchová kerma Dopadající kerma Součin kermy a plochy K e (Gy) K i (Gy) P KA (Gy. m 2 ) Kerma ve vzduchu v místě vstupu svazku do pacienta se započtením zpětného rozptylu Kerma ve vzduchu v místě vstupu svazku do pacienta bez započtení zpětného rozptylu Integrál kermy ve vzduchu přes plochu svazku v rovině kolmé k ose svazku 29 Obecná (SG) Zubní intraorální skiagrafie skiagrafie Obecná skiagrafie, skiaskopie, Zubní panoramatická skiagrafie (OPG)

Součin kermy a délky Součin kermy a délky pro CT Vážený kermový index výpočetní tomografie Střední dávka v mléčné žláze P KL (Gy. m) P KL, CT (Gy. m) C w (Gy) D G (Gy) Integrál kermy ve vzduchu podél specifikované délky Integrál kermy ve vzduchu podél specifikované délky pro kompletní CT vyšetření Vážený průměr kermových indexů výpočetní tomografie měřených ve středu a 10 mm pod povrchem CT fantomu Průměrná absorbovaná dávka v mléčné žláze Zubní panoramatická skiagrafie (OPG) Výpočetní tomografie (CT) Výpočetní tomografie Mamografie 2.4.2 Stanovení a revize místních diagnostických referenčních úrovní Z individuálních dávek změřených nebo vypočítaných podle výše uvedené tabulky jsou stanoveny střední dávky na pracovištích, vyšetřovnách. Abychom mohli objektivně posoudit jednotlivá pracoviště či vyšetřovací techniku, je nutné odstranit vliv pacienta na variabilitu dávek. V radiodiagnostice se za reprezentativní vzorek pacientů pro stanovení střední dávky na daném pracovišti považuje aspoň 10 dospělých pacientů, kteří odpovídají standardnímu pacientovi. Průměrná hmotnost standardního pacienta (muži i ženy dohromady) je blízká 70 kg. Průměrná hmotnost pacientů vybraných pro stanovení střední hodnoty dávky je 70 ± 5 kg. Pacienti, kteří se hmotností liší o více než 20 kg od průměrných 70 kg, musí být ze statistického vzorku vyřazeni. Pro frekventovaná vyšetření jsou vyloučeni pacienti lišící se od 70 kg o více než 10 kg. Místní diagnostická referenční úroveň se stanovuje jako aritmetický průměr distribuce středních dávek z jednotlivých vyšetřoven. Kontrola, zda střední dávky vyhovují MDRÚ, se děje na úrovni vyšetřovny, přístroje, anebo lékařů, ne na úrovni individuálního pacienta. Při výběru vyšetření, pro která má být na pracovišti stanovena MDRÚ, a také při stanovení hodnot MDRÚ se lze zpočátku řídit národními diagnostickými referenčními úrovněmi (NDRÚ). [18, s. 82] 2.4.3 Hodnocení dávek pacientu pomocí MDRÚ Hodnocení dávek pacientů probíhá srovnáním střední dávky (aritmetický průměr) z jednotlivých pracovišť s místní diagnostickou referenční úrovní daného zdravotnického zařízení. Můžeme tak pro konkrétní vyšetření detekovat neobvykle vysoké dávky na úrovni vyšetřovny, vyšetřovacích postupů nebo personálu. Jako významné překročení MDRÚ je, pokud střední dávka překračuje MDRÚ o dvě směrodatné odchylky střední hodnoty (průměru). [18] 30

3 PRAKTICKÁ ČÁST 3.1 Cíl práce 1. Porovnat radiační zátěž pacientů u přístrojů s přímou a nepřímou digitalizací na základně klinických výsledků. 2. Porovnat radiační zátěž u přístrojů s přímou a nepřímou digitalizací měřením na vodním fantomu. 3.2 Hypotéza Předpokládáme, že radiační zátěž pacientů při vyšetření rentgenem s přímou digitalizací obrazu je nižší než u přístrojů s nepřímou digitalizací. 31

3.3 Metodika práce Cílem praktické části této práce je porovnání radiační zátěže pacientů podstupujících běžná skiagrafická vyšetření na přístrojích s přímou a nepřímou digitalizací obrazu. Jako veličinu charakterizující radiační zátěž jsem v této práci zvolil součin kermy a plochy (plošné kermy). Plošnou kermu jsem porovnával u tří skiagrafických vyšetření při nastavení standardních expozičních parametrů. Prvotním předpokladem bylo, že přímá digitalizace je spojená s nižší dávkou, potřebnou pro vytvoření obrazu stejné diagnostické výtěžnosti jako obraz získaný nepřímou digitalizací. Pro tuto práci byly použity dva přístroje s přímou a dva přístroje s nepřímou digitalizací obrazu. Přístrojem s přímou digitalizací byl rentgen od výrobce GE a Universal. Přístroj s nepřímou digitalizací byl použit rentgen značky GE a Philips. Sběr dat probíhal na těchto pracovištích v období od 1. 2. 2013 do 10. 3. 2013. Pro objektivní porovnání těchto přístrojů jsem použil jednak měření na vodním fantomu z plexiskla (PMMA) a dále jsem porovnával radiační zátěž pacientů na základě klinických hodnot získaných z metru každého přístroje. Pro výpočet střední dávky jsem vybral skupinu dospělých osob ve váhovém rozmezí od 70 do 90 kg. Průměrná hmotnost standardního pacienta tak činila 80 kg ± 5 kg. Pro výpočet střední dávky a následné porovnání s DRÚ se v běžné praxi používá standardní pacient o průměrné hmotnosti 70 kg ± 5 kg. Při mém sběru dat se však klinické výsledky zřídka přiblížily tomuto průměru, proto jsem byl nucen posunout průměrnou hmotnost na výše zmíněných 80 ± 5 kg. Celkem se jednalo o soubor 120 pacientů. K výpočtu střední dávky jsem vybral tři běžná vyšetření, a to snímek plic (snímek velkého objemu s malým obsahem tkáně), snímek bederní páteře (velký objem s vysokým obsahem tkáně) a snímek kolene (kost). 3.3.1 Použité rentgenové přístroje Pracoviště s nepřímou digitalizací obrazu CR GE Stacionární skiagrafický přístroj GE s výrobním označením XR 6000 v konfiguraci: stojan s rtg lampou, vyšetřovací stůl s plovoucí deskou, se sekundární Bucky clonou, vertigraf s Bucky clonou. Přístroj je vybaven vysokofrekvenčním generátorem o výkonu 50 kw, rentgenkou s rotační anodou o velikosti ohniska 0,6/1,2 mm. Tento přístroj je v digitálním 32

provozu pouze od začátku roku 2013. Do té doby pracoval na klasické rtg filmy. Vyšetření nyní probíhá na kazety značky Agfa, obraz je digitalizován ve čtecím zařízení Agfa CR 30-X. CR - Philips Skiagrafický přístroj firmy Philips, výrobní název BuckyDiagnost TH v konfiguraci: stropní závěs s rtg lampou, s výškově nastavitelnou deskou stolu s Bucky jednotkou, vertigraf s Bucky jednotkou. Přístroj je vybaven vysokofrekvenčním generátorem rentgenového záření o výkonu 50 kw. Rentgenový zářič s rotační anodou s velikostí ohniska 0,6/1,2 mm. Snímkování bylo prováděno na CR kazetách značky Fujifilm FCR a následně digitalizovány ve čtečce od firmy Philips s výrobním označením PCR Eleva. Pracoviště s přímou digitalizací obrazu DDR GE Rentgenový skiagrafický přístroj GE s přímou digitalizací obrazu, s výrobním označením Definium 8000 TM. Zařízení detekuje rentgenové záření flat panelem s nepřímou konverzí. Velikost panelu je 41 x 41 cm. Konfigurace přístroje: stropní závěs s rentgenkou, elevační vyšetřovací stůl s plovoucí deskou (sekundární Lysholmova clona), vertigraf (výměnná sekundární Lyshomova clona), vysokofrekvenční generátor rentgenového záření o výkonu 65 kw, rotační anoda o velikosti ohniska 0,6/1,25 mm. DDR Universal URS Stacionární skiagrafické zařízení Universal URS od firmy Sedecal je přístroj s přímou digitalizací obrazu s nepřímou konverzí. Přístroj má detektor Canon s Bucky clonou o velikosti 35 x 43 cm. Rentgenka má rotační anodu o velikosti ohniska 0,6/1,2 mm. Přístroj je vybaven vysokofrekvenčním generátorem o výkonu 64 kw. 3.3.2 Použité rentgenové projekce Snímek plic (zadopřední projekce) Příprava pacienta: pacient je svlečen do poloviny těla, má sejmuté ozdoby. Příprava projekce: pacient stojí nebo sedí čelem k vertigrafu. Přední strana hrudníku naléhá na vertigraf. Rukama se drží madel za vertigrafem a tlačí ramena dopředu a dolů (k oddálení lopatek z plicního pole). Centrální paprsek míří na střed spojnice dolních úhlů lopatek a horní 33

okraj kazety je 5 cm nad konturou ramene. Laterální okraje přesahují okraje hrudníku symetricky. Povel při expozici: nadechnout a nedýchat. Snímek bederní páteře (předozadní projekce) Příprava pacienta: pacient je svlečen od pasu dolů. Příprava projekce: pacient leží na zádech na vyšetřovacím stole. Dolní končetiny má pokrčené v kyčelních a kolenních kloubech pro vyrovnání bederní lordózy. Horní končetiny jsou volně podél těla. Centrální paprsek míří na střed bederní páteře, tj. 1 cm nad spojnici hřebenů kyčelních kostí. Spodní okraj je 5 cm pod dolním okrajem symfýzy. Povel při expozici: nadechnout, vydechnout a nedýchat. Snímek bederní páteře (bočná projekce) Příprava pacienta: pacient je svlečen od pasu dolů. Příprava projekce: pacient leží na vyšetřovacím stole na boku, horní končetiny má pod hlavou, dolní končetiny pokrčené v kolenou a kyčlích pro větší stabilitu. Rovina zad a beder je kolmá k rovině stolu. Pro vyrovnání páteře je pod bedra vsunutý molitanový váleček. Centrální paprsek míří na střed bederní páteře, tj. 1 cm nad hřeben kyčelní lopaty. Snímek kolene (předozadní projekce) Příprava pacienta: pacient je svlečen od pasu dolů. Příprava projekce: pacient sedí nebo leží na vyšetřovacím stole. Nohy má natažené a koleno naléhá na desku stolu svojí zadní stranou. Spojnice obou kotníků vyšetřované končetiny je paralelní na rovinu stolu. Centrální paprsek míří pod spodní okraj čéšky (střed kloubní štěrbiny). Cloníme na oblast zájmu. Snímek kolene (bočná projekce) Příprava pacienta: pacient je svlečen od pasu dolů. Příprava projekce: pacient leží na vyšetřovacím stole na boku vyšetřované strany. Vyšetřované koleno naléhá na desku stolu svojí fibulární stranou a je v mírné flexi. Nevyšetřovaná končetina je přehozena dopředu před vyšetřovanou k lepšímu dolehnutí kolena na stůl. Centrální paprsek míří na spodní okraj čéšky (střed kloubní štěrbiny). Cloníme na oblast zájmu. [6] 34

3.3.3 Měření metrem 4 metr je zařízení, které poskytuje kvantitativní informaci o ozáření, jemuž je vystavena vyšetřovaná osoba. Je to ionizační komůrka, která je umístěna v průběhu primárního svazku záření (kolmo na jeho průběh) pod primární filtrací rentgenky. metr měří plošnou kermu, která je součinem vstupní povrchové kermy a plochy (jednotka Gy.m 2 ). Vzhledem k tomu, že velikost kermy klesá s druhou mocninou vzdálenosti od zdroje a ozářená plocha naopak s druhou mocninou vzdálenosti roste, je umístění metru nezávislé na vzdálenosti od zdroje záření. Přesnost metrů je ověřována při zkoušce dlouhodobé stability v rámci testu indikátoru součinu kermy ve vzduchu a plochy. Přípustná odchylka v měření metru je 25 %. Obrázek č. 11: Vztah mezi vstupní povrchovou kermou a ozářenou plochou [21] Tabulka č. 2: Maximální odchylky metrů použitých rentgenových přístrojů RTG přístroj metr Max. odchylka 5 CR - GE Diamentor E2 24,69 % CR - Philips Diamentor E2 8,50 % DDR - GE hodnota počítána softwarem 13,25 % z expozičních parametrů DDR - Universal VacuDAP OEM 5,10 % 4 Kerma Area Product; v praxi někdy též nazýván DAP metr Dose Area Product 5 Odchylka, která udává rozdíl mezi indikovanou a skutečně změřenou hodnotou plošné kermy. V tabulce jsou uvedeny maximální odchylky změřené v rámci zkoušky dlouhodobé stability u daného metru. 35

3.3.3.1 Měření plošné kermy v klinické praxi Pro posouzení radiační zátěže mezi jednotlivými přístroji jsem pro každou projekci nashromáždil hodnoty z metru u 10 pacientů. Získané hodnoty jsem zprůměroval, čímž jsem dostal střední dávku, neboli orientační DRÚ, která se používá pro hodnocení dávek mezi jednotlivými přístroji. U každé projekce jsou v tabulkách uvedeny parametry, které jsou pro ně na přístrojích nastaveny. Tyto parametry byly rovněž výchozí pro měření na vodním fantomu. 3.3.3.2 Měření plošné kermy pomocí vodního fantomu Pro objektivní porovnání radiační zátěže mezi jednotlivými přístroji jsem použil vodní fantom, který představuje tkáňově ekvivalentní materiál. Vodní fantom je plexisklový kvádr (PMMA) naplněný vodou. Vnější rozměr fantomu je 30 x 30 cm. Pro vyšetření plic bylo pole vymezeno na velikost 25 x 25 cm, pro bederní páteř 20 x 20 cm a pro koleno 20 x 20 cm. Vodní fantom byl vždy umístěn tak, aby překrýval všechny senzory expoziční automatiky. Při simulaci konkrétního vyšetření byl rentgen nastaven na stejný protokol jako při klinickém vyšetření, tedy na stejné parametry, pro které je přístroj optimalizován. a b Obrázek č. 12: Měření plošné kermy na vodním fantomu na přístroji Universal; a metr, b vodní fantom [Zdroj: autor] 36

Při zapnuté expoziční automatice závisí velikost plošné kermy na tloušťce prozařovaného předmětu; jinak řečeno, velikost plošné kermy je za použití expoziční automatiky určeno dobou expozice, která se mění s tloušťkou prozařovaného předmětu. Proto bylo vyšetření provedeno na fantomu různé tloušťky a následně byl vypracován graf závislosti plošné kermy na tloušťce vodního fantomu. V případě plic a bederní páteře bylo měření provedeno na fantomu o tloušťce 10 cm, 15 cm a 20 cm při zapnuté expoziční automatice. U kolene byl použit pouze fantom o tloušťce 10 cm. Expoziční automatika byla zapnuta jen u přístroje DDR Universal. Na ostatních pracovištích se u kolene nepoužívá. Z toho důvodu nebyly přidány další tloušťky fantomu, protože při snímkování bez expoziční automatiky zůstávají navolené kv a mas stejné a hodnota se nemění. 37

3.4 Výsledky 3.4.1 Plíce (PA) Nastavené parametry při snímkování plic v klinické praxi a při měření na vodním fantomu. Anodové napětí [kv] CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 120 117 120 125 SID [cm] CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 150 200 180 180 Celková filtrace [mm Al] CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 4,1 9 3,8 4,1 AEC CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal ANO ANO ANO ANO Nejistota měření při 120 kv [%] 6 CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 23,59 1,70 2,20 5,10 Výsledné hodnoty diagnostických referenčních úrovní pro snímek plic. Zdrojová data jsou uvedena v příloze v tabulce č. 3 Plíce (PA) - klinické výsledky CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal DRÚ 15,66 9,82 6,93 2,60 Výsledné hodnoty plošné kermy měřené v závislosti na tloušťce vodního fantomu. Zdrojová data jsou uvedena v příloze v tabulce č. 6 Plíce (PA) - fantom CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal Fantom [cm] 10 4,16 2,51 2,09 1,70 15 7,74 6,28 4,22 3,90 20 16,12 15,23 9,66 9,40 6 z protokolů ZDS 38

DRÚ [µgy.m2] Graf č. 1: Grafické srovnání klinických výsledků jednotlivých přístrojů u vyšetření plic 18,00 16,00 14,00 12,00 Plíce (PA) - klinické výsledky 10,00 8,00 6,00 4,00 2,00 0,00 CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal Graf č. 2: Grafické srovnání plošné kermy u jednotlivých přístrojů v závislosti na tloušťce vodního fantomu 18,00 16,00 14,00 12,00 Plíce (PA) - fantom 10,00 8,00 6,00 4,00 CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 2,00 0,00 10 15 20 Fantom [cm] 39

3.4.2 Bederní páteř (AP) Nastavené parametry při snímkování bederní páteře v klinické praxi a při měření na vodním fantomu. Anodové napětí [kv] CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 75 77 80 70 SID [cm] CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 100 100 100 100 Celková filtrace [mm Al] CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 4,1 9 3,8 4,1 AEC CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal ANO ANO ANO ANO Nejistota měření při 80 kv [%] CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 23,80 8,50 8,33 0,40 Výsledné hodnoty diagnostických referenčních úrovní pro bederní páteř. Zdrojová data jsou uvedena v příloze v tabulce č. 4 Bederní páteř (AP) - klinické výsledky CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal DRÚ 201,61 116,15 134,72 209,90 Výsledné hodnoty plošné kermy měřené v závislosti na tloušťce vodního fantomu. Zdrojová data jsou uvedena v příloze v tabulce č. 7 Bederní páteř (AP) - fantom CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal Fantom [cm] 10 5,69 1,92 3,61 5,20 15 13,87 4,74 7,82 15,97 20 36,58 12,92 19,57 47,10 40

DRÚ Graf č. 3: Grafické srovnání klinických výsledků jednotlivých přístrojů u vyšetření bederní páteře 250,00 Bederní páteř (AP) - klinické výsledky 200,00 150,00 100,00 50,00 0,00 CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal Graf č. 4: Grafické srovnání plošné kermy u jednotlivých přístrojů v závislosti na tloušťce vodního fantomu 50,00 45,00 40,00 35,00 Bederní páteř (AP) - fantom 30,00 25,00 20,00 15,00 10,00 CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 5,00 0,00 10 15 20 Fantom [cm] 41

3.4.3 Koleno (AP) Nastavené parametry při snímkování kolene v klinické praxi a při měření na vodním fantomu. Anodové napětí [kv] CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 48 48 65 65 SID [cm] CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 100 100 100 100 Celková filtrace [mm Al] CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 4,1 9 3,8 4,1 AEC CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal NE NE NE ANO Nejistota měření při 60 kv [%] CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal 13,25 4,10 0,83 0,80 Výsledné hodnoty diagnostických referenčních úrovní kolene. Zdrojová data jsou uvedena v příloze v tabulce č. 5 Koleno (AP) - klinické výsledky CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal DRÚ 9,08 4,23 5,18 2,39 Výsledné hodnoty plošné kermy měřené na vodním fantomu o tloušťce 10 cm. Zdrojová data jsou uvedena v příloze v tabulce č. 8 Koleno (AP) - fantom CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR -Universal Fantom [cm] 10 4,54 2,45 3,15 2,20 42

DRÚ [µgy.m2] Graf č. 5: Grafické srovnání klinických výsledků jednotlivých přístrojů u vyšetření kolene 10,00 9,00 8,00 7,00 6,00 Koleno (AP) - klinické výsledky 5,00 4,00 3,00 2,00 1,00 0,00 CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR - Universal Graf č. 6: Grafické srovnání plošné kermy u jednotlivých přístrojů měřením na vodním fantomu 5,00 4,50 4,00 3,50 Koleno (AP) - fantom 3,00 2,50 2,00 1,50 1,00 CR - GE CR - Philips DDR - GE DDR -Universal 0,50 0,00 10 Fantom [cm] 43