Tomografia komputerowa: konwencjonalna, spiralna tomografia komputerowa

Tomografia komputerowa to specjalny rodzaj badania rentgenowskiego, który wykonuje się poprzez pośredni pomiar tłumienia lub osłabienia promieni rentgenowskich z różnych pozycji zdefiniowanych wokół badanego pacjenta. Zasadniczo wiemy tylko:

• co opuszcza lampę rentgenowską,
• który dociera do detektora i
• jakie jest położenie lampy rentgenowskiej i detektora w każdej pozycji.

Wszystko inne wynika z tych informacji. Większość przekrojów CT jest zorientowana pionowo względem osi ciała. Są one zazwyczaj nazywane przekrojami osiowymi lub poprzecznymi. W przypadku każdego przekroju lampa rentgenowska obraca się wokół pacjenta, grubość przekroju jest dobierana z góry. Większość skanerów CT działa na zasadzie stałego obrotu z wachlarzowatym rozbieżnością wiązek. W tym przypadku lampa rentgenowska i detektor są sztywno sprzężone, a ich ruchy obrotowe wokół skanowanego obszaru zachodzą jednocześnie z emisją i wychwytywaniem promieni rentgenowskich. W ten sposób promienie rentgenowskie, przechodząc przez pacjenta, docierają do detektorów znajdujących się po przeciwnej stronie. Wachlarzowa rozbieżność występuje w zakresie od 40° do 60°, w zależności od konstrukcji urządzenia, i jest określana przez kąt zaczynający się od ogniska lampy rentgenowskiej i rozszerzający się w formie sektora do zewnętrznych granic rzędu detektorów. Zwykle obraz powstaje przy każdym obrocie o 360°, uzyskane dane są do tego wystarczające. Podczas skanowania współczynniki tłumienia są mierzone w wielu punktach, tworząc profil tłumienia. W rzeczywistości profile tłumienia to nic innego jak zbiór sygnałów otrzymanych ze wszystkich kanałów detektora z danego kąta układu rura-detektor. Nowoczesne skanery CT są w stanie przesyłać i zbierać dane z około 1400 pozycji układu rura-detektor na okręgu 360°, czyli około 4 pozycji na stopień. Każdy profil tłumienia obejmuje pomiary z 1500 kanałów detektora, tj. około 30 kanałów na stopień, przyjmując kąt rozbieżności wiązki 50°. Na początku badania, gdy stół pacjenta przesuwa się ze stałą prędkością do gantry, uzyskuje się cyfrowy radiogram („skanogram” lub „topogram”), na podstawie którego można później zaplanować wymagane sekcje. W przypadku badania CT kręgosłupa lub głowy gantry jest obracane pod żądanym kątem, uzyskując w ten sposób optymalną orientację sekcji).

Tomografia komputerowa wykorzystuje złożone odczyty z czujnika rentgenowskiego, który obraca się wokół pacjenta, aby wytworzyć dużą liczbę różnych obrazów o określonej głębokości (tomogramów), które są digitalizowane i konwertowane na obrazy przekrojowe. TK dostarcza informacji 2- i 3-wymiarowych, które nie są możliwe w przypadku zwykłych zdjęć rentgenowskich, przy znacznie wyższej rozdzielczości kontrastu. W rezultacie TK stała się nowym standardem obrazowania większości struktur wewnątrzczaszkowych, głowy i szyi, wewnątrz klatki piersiowej i wewnątrz jamy brzusznej.

Wczesne skanery CT wykorzystywały tylko jeden czujnik rentgenowski, a pacjent przemieszczał się przez skaner stopniowo, zatrzymując się przy każdym obrazie. Ta metoda została w dużej mierze zastąpiona przez helikalną CT: pacjent przemieszcza się nieprzerwanie przez skaner, który obraca się i wykonuje obrazy w sposób ciągły. Helikalna CT znacznie skraca czas obrazowania i zmniejsza grubość płyty. Zastosowanie skanerów z wieloma czujnikami (4-64 rzędy czujników rentgenowskich) dodatkowo skraca czas obrazowania i umożliwia uzyskanie grubości płyty mniejszej niż 1 mm.

Przy tak dużej ilości wyświetlanych danych obrazy można rekonstruować z niemal każdego kąta (jak w przypadku MRI) i można ich używać do tworzenia obrazów trójwymiarowych, zachowując jednocześnie rozwiązanie diagnostyczne. Zastosowania kliniczne obejmują angiografię TK (np. w celu oceny zatorowości płucnej) i obrazowanie serca (np. koronarografia, ocena stwardnienia tętnic wieńcowych). Tomografia komputerowa wiązki elektronów, inny rodzaj szybkiej tomografii komputerowej, może być również używana do oceny stwardnienia tętnic wieńcowych.

Tomografia komputerowa może być wykonana z kontrastem lub bez. Tomografia komputerowa bez kontrastu może wykryć ostre krwawienie (które wygląda na jasnobiałe) i scharakteryzować złamania kości. Tomografia komputerowa z kontrastem wykorzystuje kontrast dożylny lub doustny, lub oba. Kontrast dożylny, podobny do tego stosowanego w zwykłych zdjęciach rentgenowskich, jest stosowany do obrazowania guzów, infekcji, stanów zapalnych i urazów tkanek miękkich oraz do oceny układu naczyniowego, jak w przypadku podejrzenia zatorowości płucnej, tętniaka aorty lub rozwarstwienia aorty. Wydalanie kontrastu przez nerki umożliwia ocenę układu moczowo-płciowego. Aby uzyskać informacje na temat reakcji na kontrast i ich interpretacji, zobacz:

Do obrazowania obszaru brzucha stosuje się kontrast doustny; pomaga on oddzielić strukturę jelit od otaczającej struktury. Standardowy kontrast doustny, jodek baru, można stosować, gdy podejrzewa się perforację jelit (np. z powodu urazu); kontrast o niskim stężeniu osmotycznym należy stosować, gdy ryzyko aspiracji jest wysokie.

Ekspozycja na promieniowanie jest ważną kwestią przy stosowaniu CT. Dawka promieniowania z rutynowego tomografu komputerowego jamy brzusznej jest 200 do 300 razy wyższa niż dawka promieniowania otrzymana z typowego prześwietlenia klatki piersiowej. CT jest obecnie najczęstszym źródłem sztucznego promieniowania dla większości populacji i odpowiada za ponad dwie trzecie całkowitej ekspozycji na promieniowanie medyczne. Ten stopień ekspozycji człowieka nie jest trywialny; szacuje się, że ryzyko ekspozycji na promieniowanie w ciągu całego życia u dzieci narażonych obecnie na promieniowanie CT jest znacznie wyższe niż u dorosłych. Dlatego też konieczność wykonania badania CT musi być starannie rozważona w kontekście potencjalnego ryzyka dla każdego indywidualnego pacjenta.

[ 1 ], [ 2 ], [ 3 ], [ 4 ]

Tomografia komputerowa wielorzędowa

Wielorzędowa tomografia komputerowa spiralna (tomografia komputerowa wielorzędowa)

Skanery CT z detektorem wielorzędowym to najnowsza generacja skanerów. Naprzeciwko lampy rentgenowskiej znajduje się nie jeden, lecz kilka rzędów detektorów. Pozwala to na znaczne skrócenie czasu badania i poprawę rozdzielczości kontrastu, co pozwala na przykład na wyraźniejszą wizualizację kontrastowanych naczyń krwionośnych. Rzędy detektorów osi Z naprzeciwko lampy rentgenowskiej mają różną szerokość: rząd zewnętrzny jest szerszy od wewnętrznego. Zapewnia to lepsze warunki do rekonstrukcji obrazu po zebraniu danych.

[ 5 ], [ 6 ], [ 7 ]

Porównanie tomografii komputerowej tradycyjnej i spiralnej

Konwencjonalne tomografie komputerowe pozyskują serię kolejnych, równomiernie rozmieszczonych obrazów przez określoną część ciała, taką jak brzuch lub głowa. Krótka przerwa po każdym przekroju jest wymagana, aby przesunąć stół z pacjentem do następnej ustalonej pozycji. Grubość i odstępy między przekrojami są ustalone z góry. Surowe dane dla każdego poziomu są przechowywane osobno. Krótka przerwa między przekrojami pozwala przytomnemu pacjentowi na wzięcie oddechu, unikając w ten sposób dużych artefaktów oddechowych na obrazie. Jednak badanie może potrwać kilka minut, w zależności od obszaru skanowania i rozmiaru pacjenta. Ważne jest, aby określić czas akwizycji obrazu po IV CS, co jest szczególnie ważne w przypadku oceny efektów perfuzji. TK jest metodą z wyboru w celu uzyskania kompletnego dwuwymiarowego obrazu osiowego ciała bez zakłóceń ze strony kości i/lub powietrza, jak widać na konwencjonalnych zdjęciach rentgenowskich.

W tomografii komputerowej spiralnej z układem detektorów jednorzędowych i wielorzędowych (MSCT) pozyskiwanie danych z badania pacjenta odbywa się w sposób ciągły podczas przesuwania stołu do gantry. Lampa rentgenowska opisuje trajektorię śrubową wokół pacjenta. Przesuwanie stołu jest skoordynowane z czasem potrzebnym na obrót lampy o 360° (skok spirali) — pozyskiwanie danych trwa nieprzerwanie w całości. Taka nowoczesna technika znacznie poprawia tomografię, ponieważ artefakty oddechowe i szum nie wpływają na pojedynczy zestaw danych tak znacząco, jak w tradycyjnej tomografii komputerowej. Pojedyncza surowa baza danych jest używana do rekonstrukcji przekrojów o różnej grubości i różnych odstępach. Częściowe nakładanie się przekrojów poprawia możliwości rekonstrukcji.

Zbieranie danych do pełnego skanu jamy brzusznej trwa od 1 do 2 minut: 2 lub 3 spirale, każda trwająca od 10 do 20 sekund. Ograniczenie czasowe wynika ze zdolności pacjenta do wstrzymania oddechu i konieczności schłodzenia lampy rentgenowskiej. Potrzebny jest dodatkowy czas na rekonstrukcję obrazu. Podczas oceny funkcji nerek wymagana jest krótka przerwa po podaniu środka kontrastowego, aby umożliwić wydalenie środka kontrastowego.

Inną ważną zaletą metody spiralnej jest możliwość wykrywania patologicznych formacji mniejszych niż grubość plastra. Małe przerzuty wątroby mogą zostać pominięte, jeśli nie wpadną do plastra z powodu nierównomiernej głębokości oddechu pacjenta podczas skanowania. Przerzuty są łatwo wykrywane z surowych danych metody spiralnej podczas rekonstrukcji plasterków uzyskanych z nakładających się przekrojów.

[ 8 ]

Rozdzielczość przestrzenna

Rekonstrukcja obrazu opiera się na różnicach w kontraście poszczególnych struktur. Na tej podstawie tworzona jest matryca obrazu obszaru wizualizacji 512 x 512 lub więcej elementów obrazu (pikseli). Piksele pojawiają się na ekranie monitora jako obszary o różnych odcieniach szarości w zależności od ich współczynnika tłumienia. W rzeczywistości nie są to równe kwadraty, lecz sześciany (woksele = elementy objętościowe), które mają długość wzdłuż osi ciała odpowiadającą grubości przekroju.

Jakość obrazu poprawia się wraz z mniejszymi wokselami, ale dotyczy to tylko rozdzielczości przestrzennej; dalsze ścieńczenie warstwy zmniejsza stosunek sygnału do szumu. Inną wadą cienkich warstw jest zwiększona dawka promieniowania dla pacjenta. Jednak małe woksele o równych wymiarach we wszystkich trzech wymiarach (woksele izotropowe) oferują znaczące zalety: rekonstrukcja wielopłaszczyznowa (MPR) w projekcjach koronalnych, strzałkowych lub innych jest prezentowana na obrazie bez konturu schodkowego). Użycie wokseli o nierównych wymiarach (woksele anizotropowe) do MPR prowadzi do pojawienia się postrzępienia w zrekonstruowanym obrazie. Na przykład może być trudno wykluczyć złamanie.

[ 9 ], [ 10 ]

Spiralny stopień

Skok spirali charakteryzuje stopień ruchu stołu w mm na obrót i grubość cięcia. Powolny ruch stołu tworzy skompresowaną spiralę. Przyspieszenie ruchu stołu bez zmiany grubości cięcia lub prędkości obrotowej tworzy przestrzeń między cięciami na powstałej spirali.

Najczęściej przez skok spirali rozumie się stosunek przesuwu (posuwu) stołu podczas obrotu bramy, wyrażony w mm, do kolimacji, również wyrażonej w mm.

Ponieważ wymiary (mm) w liczniku i mianowniku są zrównoważone, skok helisy jest wielkością bezwymiarową. W przypadku MSCT tak zwany skok helisy objętościowej jest zwykle przyjmowany jako stosunek posuwu stołu do pojedynczego przekroju, a nie do całkowitej liczby przekrojów wzdłuż osi Z. W przykładzie użytym powyżej skok helisy objętościowej wynosi 16 (24 mm / 1,5 mm). Istnieje jednak tendencja powrotu do pierwszej definicji skoku helisy.

Nowe skanery oferują możliwość wyboru rozszerzenia craniocaudalnego (oś Z) obszaru badania na topogramie. Ponadto czas obrotu tuby, kolimacja przekroju (cienki lub gruby przekrój) i czas badania (interwał wstrzymania oddechu) są dostosowywane w razie potrzeby. Oprogramowanie takie jak SureView oblicza odpowiedni skok spirali, zwykle ustawiając wartość między 0,5 a 2,0.

[ 11 ], [ 12 ]

Kolimacja przekroju: rozdzielczość wzdłuż osi Z

Rozdzielczość obrazu (wzdłuż osi Z lub osi ciała pacjenta) można również dostosować do konkretnego zadania diagnostycznego za pomocą kolimacji. Plasterki o grubości od 5 do 8 mm są w pełni zgodne ze standardowym badaniem jamy brzusznej. Jednak dokładna lokalizacja małych fragmentów złamania kości lub ocena subtelnych zmian płucnych wymaga użycia cienkich plasterków (od 0,5 do 2 mm). Co decyduje o grubości plasterka?

Termin kolimacja jest definiowany jako uzyskanie cienkiego lub grubego przekroju wzdłuż osi podłużnej ciała pacjenta (oś Z). Lekarz może ograniczyć wachlarzowate rozbieżności wiązki promieniowania z lampy rentgenowskiej za pomocą kolimatora. Rozmiar otworu kolimatora reguluje przepływ promieni, które trafiają do detektorów za pacjentem w szerokim lub wąskim strumieniu. Zwężenie wiązki promieniowania poprawia rozdzielczość przestrzenną wzdłuż osi Z pacjenta. Kolimator może być umieszczony nie tylko bezpośrednio przy wyjściu z lampy, ale również bezpośrednio przed detektorami, tj. „za” pacjentem, patrząc od strony źródła promieniowania rentgenowskiego.

Układ kolimatora zależny od apertury z jednym rzędem detektorów za pacjentem (pojedynczy przekrój) może wytwarzać przekroje o grubości 10 mm, 8 mm, 5 mm, a nawet 1 mm. Skanowanie TK z bardzo cienkimi przekrojami nazywane jest „CT o wysokiej rozdzielczości” (HRCT). Jeśli grubość przekrojów jest mniejsza niż milimetr, nazywa się to „CT o ultra wysokiej rozdzielczości” (UHRCT). UHRCT, stosowane do badania kości skalistej z przekrojami o grubości około 0,5 mm, ujawnia drobne linie pęknięć przechodzące przez podstawę czaszki lub kosteczki słuchowe w jamie bębenkowej). W przypadku wątroby rozdzielczość o wysokim kontraście jest stosowana do wykrywania przerzutów, co wymaga przekrojów o nieco większej grubości.

[ 13 ], [ 14 ], [ 15 ]

Schematy rozmieszczenia detektorów

Dalszy rozwój technologii spirali jednowarstwowej doprowadził do wprowadzenia technik wielowarstwowych (multi-spiralnych), które wykorzystują nie jeden, ale kilka rzędów detektorów umieszczonych prostopadle do osi Z naprzeciwko źródła promieniowania rentgenowskiego. Umożliwia to jednoczesne zbieranie danych z kilku sekcji.

Ze względu na wachlarzowatą dywergencję promieniowania rzędy detektorów muszą mieć różną szerokość. Schemat rozmieszczenia detektorów jest taki, że szerokość detektorów zwiększa się od środka do krawędzi, co pozwala na różne kombinacje grubości i liczby uzyskanych warstw.

Na przykład badanie 16-warstwowe można wykonać z 16 cienkimi plasterkami o wysokiej rozdzielczości (w przypadku Siemens Sensation 16 jest to technika 16 x 0,75 mm) lub z 16 przekrojami o dwukrotnie większej grubości. W przypadku angiografii TK stawu biodrowo-udowego preferowane jest uzyskanie przekroju objętościowego w jednym cyklu wzdłuż osi Z. W tym przypadku szerokość kolimacji wynosi 16 x 1,5 mm.

Rozwój skanerów CT nie zakończył się na 16 warstwach. Gromadzenie danych można przyspieszyć, stosując skanery z 32 i 64 rzędami detektorów. Jednak tendencja do cieńszych warstw prowadzi do wyższych dawek promieniowania dla pacjenta, co wymaga dodatkowych i już wykonalnych środków w celu zmniejszenia narażenia na promieniowanie.

Podczas badania wątroby i trzustki wielu specjalistów woli zmniejszyć grubość warstwy z 10 do 3 mm, aby poprawić ostrość obrazu. Jednak zwiększa to poziom szumu o około 80%. Dlatego, aby utrzymać jakość obrazu, konieczne jest albo dodatkowe zwiększenie natężenia prądu w lampie, tj. zwiększenie natężenia prądu (mA) o 80%, albo wydłużenie czasu skanowania (wzrasta iloczyn mAs).

[ 16 ], [ 17 ]

Algorytm rekonstrukcji obrazu

Spiral CT ma dodatkową zaletę: podczas procesu rekonstrukcji obrazu większość danych nie jest faktycznie mierzona w konkretnym przekroju. Zamiast tego pomiary poza tym przekrojem są interpolowane z większością wartości w pobliżu przekroju i stają się danymi specyficznymi dla przekroju. Innymi słowy: wyniki przetwarzania danych w pobliżu przekroju są ważniejsze dla rekonstrukcji obrazu konkretnego przekroju.

Z tego wynika ciekawe zjawisko. Dawka dla pacjenta (w mGy) jest definiowana jako mAs na obrót podzielone przez skok helisy, a dawka na obraz jest równa mAs na obrót bez uwzględniania skoku helisy. Jeśli na przykład ustawienia wynoszą 150 mAs na obrót przy skoku helisy 1,5, to dawka dla pacjenta wynosi 100 mAs, a dawka na obraz wynosi 150 mAs. Dlatego zastosowanie technologii helisy może poprawić rozdzielczość kontrastu poprzez wybranie wysokiej wartości mAs. Umożliwia to zwiększenie kontrastu obrazu, rozdzielczości tkanki (przejrzystości obrazu) poprzez zmniejszenie grubości warstwy i wybranie skoku i długości interwału helisy w taki sposób, aby zmniejszyć dawkę dla pacjenta! W ten sposób można uzyskać dużą liczbę warstw bez zwiększania dawki lub obciążenia lampy rentgenowskiej.

Technologia ta jest szczególnie istotna przy przekształcaniu uzyskanych danych w rekonstrukcje dwuwymiarowe (strzałkowe, krzywoliniowe, wieńcowe) lub trójwymiarowe.

Dane pomiarowe z detektorów są przekazywane, profil po profilu, do elektroniki detektora jako sygnały elektryczne odpowiadające rzeczywistemu tłumieniu promieni rentgenowskich. Sygnały elektryczne są digitalizowane, a następnie przesyłane do procesora wideo. Na tym etapie rekonstrukcji obrazu stosowana jest metoda „pipeline”, składająca się z wstępnego przetwarzania, filtrowania i inżynierii odwrotnej.

Wstępne przetwarzanie obejmuje wszystkie poprawki wprowadzone w celu przygotowania pozyskanych danych do rekonstrukcji obrazu. Na przykład korekta ciemnego prądu, korekta sygnału wyjściowego, kalibracja, korekta ścieżki, utwardzanie radiacyjne itd. Te poprawki są wprowadzane w celu zmniejszenia odchyleń w działaniu lampy i detektorów.

Filtrowanie wykorzystuje wartości ujemne do korygowania rozmycia obrazu, które jest nieodłączną cechą inżynierii odwrotnej. Na przykład, jeśli cylindryczny fantom wodny zostanie zeskanowany i zrekonstruowany bez filtrowania, jego krawędzie będą niezwykle rozmyte. Co się stanie, gdy osiem profili tłumienia zostanie nałożonych na siebie, aby zrekonstruować obraz? Ponieważ część cylindra jest mierzona przez dwa nałożone na siebie profile, uzyskuje się obraz w kształcie gwiazdy zamiast rzeczywistego cylindra. Poprzez wprowadzenie wartości ujemnych poza dodatnią składową profili tłumienia, krawędzie tego cylindra stają się ostre.

Inżynieria odwrotna redystrybuuje splecione dane skanowania do dwuwymiarowej macierzy obrazu, wyświetlając uszkodzone wycinki. Odbywa się to profil po profilu, aż do zakończenia procesu rekonstrukcji obrazu. Macierz obrazu można postrzegać jako szachownicę, ale składa się ona z elementów 512 x 512 lub 1024 x 1024, powszechnie nazywanych „pikselami”. Inżynieria odwrotna powoduje, że każdy piksel ma dokładną gęstość, która na ekranie monitora pojawia się jako różne odcienie szarości, od jasnego do ciemnego. Im jaśniejszy obszar ekranu, tym większa gęstość tkanki w pikselu (np. struktury kostne).

[ 18 ], [ 19 ]

Wpływ napięcia (kV)

Gdy badany obszar anatomiczny ma wysoką zdolność absorpcji (np. TK głowy, obręczy barkowej, kręgosłupa piersiowego lub lędźwiowego, miednicy lub po prostu otyłego pacjenta), wskazane jest użycie wyższego napięcia lub, alternatywnie, wyższych wartości mA. Wybierając wysokie napięcie na lampie rentgenowskiej, zwiększasz twardość promieniowania rentgenowskiego. W związku z tym promienie rentgenowskie przenikają obszar anatomiczny o wysokiej zdolności absorpcji znacznie łatwiej. Pozytywną stroną tego procesu jest to, że niskoenergetyczne składniki promieniowania, które są absorbowane przez tkanki pacjenta, są redukowane bez wpływu na akwizycję obrazu. W przypadku badania dzieci i śledzenia bolusa KB, wskazane może być użycie niższego napięcia niż w standardowych ustawieniach.

[ 20 ], [ 21 ], [ 22 ], [ 23 ], [ 24 ], [ 25 ]

Prąd lampy (mAs)

Prąd mierzony w miliamperosekundach (mA) wpływa również na dawkę promieniowania otrzymywaną przez pacjenta. Duży pacjent wymaga wyższego prądu w lampie, aby uzyskać dobry obraz. Tak więc pacjent otyły otrzymuje wyższą dawkę promieniowania niż na przykład dziecko o znacznie mniejszej masie ciała.

Obszary ze strukturami kostnymi, które pochłaniają i rozpraszają promieniowanie w większym stopniu, takie jak obręcz barkowa i miednica, wymagają wyższego prądu rurowego niż na przykład szyja, brzuch osoby szczupłej lub nogi. Ta zależność jest aktywnie wykorzystywana w ochronie przed promieniowaniem.

Czas skanowania

Należy wybrać możliwie najkrótszy czas skanowania, zwłaszcza w jamie brzusznej i klatce piersiowej, gdzie skurcze serca i perystaltyka jelit mogą pogorszyć jakość obrazu. Jakość obrazowania TK jest również poprawiana poprzez zmniejszenie prawdopodobieństwa mimowolnych ruchów pacjenta. Z drugiej strony, dłuższe czasy skanowania mogą być konieczne do zebrania wystarczającej ilości danych i zmaksymalizowania rozdzielczości przestrzennej. Czasami wybór wydłużonych czasów skanowania przy zmniejszonym natężeniu prądu jest stosowany celowo w celu wydłużenia żywotności lampy rentgenowskiej.

[ 26 ], [ 27 ], [ 28 ], [ 29 ], [ 30 ]

Rekonstrukcja 3D

Ponieważ tomografia spiralna zbiera dane dla całego obszaru ciała pacjenta, wizualizacja złamań i naczyń krwionośnych uległa znacznej poprawie. Stosuje się kilka różnych technik rekonstrukcji 3D:

[ 31 ], [ 32 ], [ 33 ], [ 34 ], [ 35 ]

Maksymalna projekcja intensywności (MIP)

MIP to matematyczna metoda, za pomocą której hiperintensywne woksele są ekstrahowane z zestawu danych 2D lub 3D. Woksele są wybierane z zestawu danych pozyskanych pod różnymi kątami, a następnie wyświetlane jako obrazy 2D. Efekt 3D uzyskuje się, zmieniając kąt projekcji małymi krokami, a następnie wizualizując zrekonstruowany obraz w szybkiej kolejności (tj. w dynamicznym trybie widoku). Ta metoda jest często stosowana w obrazowaniu naczyń krwionośnych ze wzmocnieniem kontrastowym.

[ 36 ], [ 37 ], [ 38 ], [ 39 ], [ 40 ]

Rekonstrukcja wielopłaszczyznowa (MPR)

Technika ta umożliwia rekonstrukcję obrazów w dowolnej projekcji, czy to koronalnej, strzałkowej czy krzywoliniowej. MPR jest cennym narzędziem w diagnostyce złamań i ortopedii. Przykładowo, tradycyjne przekroje osiowe nie zawsze dostarczają kompletnych informacji o złamaniach. Bardzo cienkie złamanie bez przemieszczenia fragmentów i przerwania płytki korowej można wykryć skuteczniej za pomocą MPR.

[ 41 ], [ 42 ]

Wyświetlacz Surface Shading, SSD

Ta metoda rekonstruuje powierzchnię organu lub kości zdefiniowaną powyżej określonego progu w jednostkach Hounsfielda. Wybór kąta obrazowania, a także lokalizacja hipotetycznego źródła światła, są kluczowe dla uzyskania optymalnej rekonstrukcji (komputer oblicza i usuwa obszary cienia z obrazu). Powierzchnia kości wyraźnie pokazuje złamanie dalszej kości promieniowej zademonstrowane przez MPR.

3D SSD jest również stosowany w planowaniu chirurgicznym, jak w przypadku urazowego złamania kręgosłupa. Zmieniając kąt obrazu, łatwo wykryć złamanie kompresyjne kręgosłupa piersiowego i ocenić stan otworów międzykręgowych. Te ostatnie można badać w kilku różnych projekcjach. Strzałkowy MPR pokazuje fragment kości, który jest przemieszczony do kanału kręgowego.

Podstawowe zasady czytania tomografii komputerowej

• Orientacja anatomiczna

Obraz na monitorze nie jest tylko dwuwymiarową reprezentacją struktur anatomicznych, ale zawiera dane o średniej absorpcji tkanek promieni rentgenowskich, reprezentowane przez macierz 512 x 512 elementów (pikseli). Plaster ma określoną grubość (d _S ) i jest sumą elementów sześciennych (wokseli) tej samej wielkości, połączonych w macierz. Ta cecha techniczna jest podstawą efektu objętości częściowej, wyjaśnionego poniżej. Uzyskane obrazy są zwykle oglądane od dołu (od strony ogonowej). Dlatego prawa strona pacjenta znajduje się po lewej stronie obrazu i odwrotnie. Na przykład wątroba, znajdująca się w prawej połowie jamy brzusznej, jest reprezentowana po lewej stronie obrazu. A narządy zlokalizowane po lewej stronie, takie jak żołądek i śledziona, są widoczne na obrazie po prawej stronie. Przednia powierzchnia ciała, w tym przypadku reprezentowana przez przednią ścianę brzucha, jest zdefiniowana w górnej części obrazu, a tylna powierzchnia z kręgosłupem znajduje się na dole. Tę samą zasadę tworzenia obrazu stosuje się w radiografii konwencjonalnej.

• Częściowe efekty objętościowe

Radiolog określa grubość warstwy (d _S ). Do badania jamy piersiowej i jamy brzusznej wybiera się zazwyczaj 8-10 mm, a do czaszki, kręgosłupa, oczodołów i piramid kości skroniowych - 2-5 mm. Dlatego struktury mogą zajmować całą grubość warstwy lub tylko jej część. Intensywność zabarwienia wokseli na skali szarości zależy od średniego współczynnika tłumienia dla wszystkich jej składowych. Jeśli struktura ma ten sam kształt na całej grubości warstwy, będzie wyraźnie zarysowana, jak w przypadku aorty brzusznej i żyły głównej dolnej.

Efekt częściowej objętości występuje, gdy struktura nie zajmuje całej grubości przekroju. Na przykład, jeśli przekrój obejmuje tylko część trzonu kręgowego i część dysku, ich kontury są niewyraźne. To samo obserwuje się, gdy narząd zwęża się wewnątrz przekroju. To jest powód słabej przejrzystości biegunów nerkowych, konturów pęcherzyka żółciowego i pęcherza moczowego.

• Różnica między strukturami guzkowymi i rurkowymi

Ważne jest, aby móc odróżnić powiększone i patologicznie zmienione węzły chłonne od naczyń i mięśni uwzględnionych w przekroju poprzecznym. Może być bardzo trudno zrobić to z jednego przekroju, ponieważ struktury te mają tę samą gęstość (i ten sam odcień szarości). Dlatego zawsze konieczne jest analizowanie sąsiednich przekrojów zlokalizowanych bardziej czaszkowo i ogonowo. Określając, w ilu przekrojach widoczna jest dana struktura, można rozwiązać dylemat, czy widzimy powiększony węzeł, czy też bardziej lub mniej długą strukturę rurkową: węzeł chłonny zostanie określony tylko w jednym lub dwóch przekrojach i nie będzie widoczny w sąsiednich. Aorta, żyła główna dolna i mięśnie, takie jak biodrowo-lędźwiowe, są widoczne w całej serii obrazów kraniokaudalnych.

Jeśli istnieje podejrzenie powiększonej formacji guzkowej na jednym odcinku, lekarz powinien natychmiast porównać sąsiednie odcinki, aby jednoznacznie ustalić, czy ta „formacja” jest po prostu naczyniem czy mięśniem w przekroju poprzecznym. Ta taktyka jest również dobra, ponieważ pozwala na szybkie ustalenie wpływu prywatnej objętości.

• Densytometria (pomiar gęstości tkanek)

Jeśli nie wiadomo na przykład, czy płyn znajdujący się w jamie opłucnej jest wysiękiem czy krwią, pomiar jego gęstości ułatwia diagnostykę różnicową. Podobnie densytometria może być stosowana w przypadku zmian ogniskowych w miąższu wątroby lub nerek. Nie zaleca się jednak wyciągania wniosków na podstawie oceny pojedynczego woksela, ponieważ takie pomiary nie są zbyt wiarygodne. Aby uzyskać większą wiarygodność, konieczne jest rozszerzenie „obszaru zainteresowania” składającego się z kilku wokseli w zmianie ogniskowej, dowolnej strukturze lub objętości płynu. Komputer oblicza średnią gęstość i odchylenie standardowe.

Należy zachować szczególną ostrożność, aby nie przegapić artefaktów utwardzania lub efektów częściowej objętości. Jeśli zmiana nie rozciąga się na całą grubość przekroju, pomiar gęstości obejmuje sąsiednie struktury. Gęstość zmiany zostanie zmierzona prawidłowo tylko wtedy, gdy wypełni ona całą grubość przekroju (d _S ). W takim przypadku bardziej prawdopodobne jest, że pomiar obejmie samą zmianę, a nie sąsiednie struktury. Jeśli d S jest większe niż średnica zmiany, np. małej zmiany, spowoduje to efekt częściowej objętości na każdym poziomie skanowania.

• Poziomy gęstości różnych rodzajów tkanin

Nowoczesne urządzenia są w stanie pokryć 4096 odcieni skali szarości, które reprezentują różne poziomy gęstości w jednostkach Hounsfielda (HU). Gęstość wody została arbitralnie przyjęta jako 0 HU, a powietrza jako -1000 HU. Ekran monitora może wyświetlić maksymalnie 256 odcieni szarości. Jednak ludzkie oko może rozróżnić tylko około 20. Ponieważ spektrum gęstości tkanek ludzkich rozciąga się szerzej niż te dość wąskie granice, możliwe jest wybranie i dostosowanie okna obrazu tak, aby widoczne były tylko tkanki o pożądanym zakresie gęstości.

Średni poziom gęstości okna powinien być ustawiony jak najbliżej poziomu gęstości badanych tkanek. Płuca, ze względu na zwiększoną przewiewność, najlepiej badać w oknie o niskich ustawieniach HU, natomiast w przypadku tkanki kostnej poziom okna powinien być znacznie zwiększony. Kontrast obrazu zależy od szerokości okna: zwężone okno jest bardziej kontrastowe, ponieważ 20 odcieni szarości obejmuje tylko niewielką część skali gęstości.

Ważne jest, aby zauważyć, że poziom gęstości prawie wszystkich narządów miąższowych mieści się w wąskich granicach od 10 do 90 HU. Płuca są wyjątkiem, więc jak wspomniano powyżej, należy ustawić specjalne parametry okna. W odniesieniu do krwotoków należy wziąć pod uwagę, że poziom gęstości niedawno skrzepniętej krwi jest o około 30 HU wyższy niż w przypadku świeżej krwi. Następnie gęstość ponownie spada w obszarach starego krwotoku i w obszarach lizy skrzepu. Wysięk o zawartości białka powyżej 30 g/l nie jest łatwo odróżnić od przesięku (o zawartości białka poniżej 30 g/l) przy standardowych ustawieniach okna. Ponadto należy powiedzieć, że wysoki stopień nakładania się gęstości, na przykład w węzłach chłonnych, śledzionie, mięśniach i trzustce, uniemożliwia ustalenie tożsamości tkanki na podstawie samej oceny gęstości.

Podsumowując, należy zauważyć, że wartości gęstości tkanek prawidłowych również różnią się między poszczególnymi osobami i zmieniają się pod wpływem środków kontrastowych we krwi krążącej i w narządzie. Ten ostatni aspekt ma szczególne znaczenie dla badania układu moczowo-płciowego i dotyczy dożylnego podawania środków kontrastowych. W tym przypadku środek kontrastowy szybko zaczyna być wydalany przez nerki, co prowadzi do wzrostu gęstości miąższu nerkowego podczas skanowania. Efekt ten można wykorzystać do oceny funkcji nerek.

• Dokumentowanie badań w różnych oknach

Po uzyskaniu obrazu konieczne jest przeniesienie obrazu na film (wykonanie kopii papierowej), aby udokumentować badanie. Na przykład podczas oceny stanu śródpiersia i tkanek miękkich klatki piersiowej ustawia się okno tak, aby mięśnie i tkanka tłuszczowa były wyraźnie widoczne w odcieniach szarości. W tym przypadku stosuje się okno tkanek miękkich o środku 50 HU i szerokości 350 HU. W rezultacie tkanki o gęstości od -125 HU (50-350/2) do +225 HU (50+350/2) są reprezentowane w kolorze szarym. Wszystkie tkanki o gęstości niższej niż -125 HU, takie jak płuca, wydają się czarne. Tkanki o gęstości wyższej niż +225 HU są białe, a ich struktura wewnętrzna nie jest zróżnicowana.

Jeśli zachodzi konieczność zbadania miąższu płucnego, np. po wykluczeniu formacji guzkowych, środek okna należy zmniejszyć do -200 HU, a szerokość zwiększyć (2000 HU). Przy użyciu tego okna (okna płucnego) lepiej różnicuje się struktury płuc o niskiej gęstości.

Aby uzyskać maksymalny kontrast między istotą szarą i białą mózgu, należy wybrać specjalne okno mózgowe. Ponieważ gęstości istoty szarej i białej różnią się tylko nieznacznie, okno tkanek miękkich powinno być bardzo wąskie (80 - 100 HU) i wysokokontrastowe, a jego środek powinien znajdować się w środku wartości gęstości tkanki mózgowej (35 HU). Przy takich ustawieniach nie można badać kości czaszki, ponieważ wszystkie struktury gęstsze niż 75 - 85 HU wydają się białe. Dlatego środek i szerokość okna kostnego powinny być znacznie wyższe - odpowiednio około +300 HU i 1500 HU. Przerzuty w kości potylicznej są uwidocznione tylko przy użyciu okna kostnego, ale nie okna mózgowego. Z drugiej strony mózg jest praktycznie niewidoczny w oknie kostnym, więc małe przerzuty w materii mózgowej nie będą zauważalne. Zawsze powinniśmy pamiętać o tych szczegółach technicznych, ponieważ w większości przypadków obrazy we wszystkich oknach nie są przenoszone na film. Lekarz przeprowadzający badanie ogląda obrazy na ekranie we wszystkich oknach, aby nie przegapić ważnych objawów patologii.

[ 43 ], [ 44 ], [ 45 ]