Számítógépes tomográfia: hagyományos, spirál

A számítógépes tomográfia egy speciális típusú röntgenvizsgálat, amelyet a vizsgált páciens körül meghatározott, különböző helyzetből származó röntgensugarak közvetett mérésével végeznek. Lényegében mindent tudunk:

• amely elhagyja a röntgencsövet,
• ami eléri az érzékelőt és
• mi a hely a röntgencső és az érzékelő helyén.

Minden más következik ebből az információból. A legtöbb CT-keresztmetszet függőlegesen a test tengelye felé irányul. Ezeket általában axiális vagy keresztmetszetnek nevezik. Minden egyes szelet esetében a röntgencső a beteg körül forog, a szeletvastagságot előzetesen kiválasztjuk. A legtöbb CT-szkenner az állandó forgás elvén dolgozik, a ventilátor alakú sugarak eltérésével. Ebben az esetben a röntgencső és az érzékelő merev párosítva van, és a forgó mozgások a szkennelt terület körül egyidejűleg történnek a röntgensugarak kibocsátásával és csapdázásával. Így a páciensen áthaladó röntgensugarak elérik az ellenkező oldalon található detektorokat. A ventilátor alakú divergencia a készüléktől függően 40 ° és 60 ° közötti tartományba esik, és a röntgencső fókuszpontjától kezdődő szögtől kezdődő szög és a detektorok egy sorának külső határaiig terjedő szögből indul ki. Általában minden 360 ° -os forgatásnál kép alakul ki, a kapott adatok elegendőek erre. A szkennelési folyamat során a csillapítási együtthatókat több ponton mérik, és egy csillapítási profilt képeznek. Tény, hogy a csillapítási profilok nem más, mint az összes detektorcsatornából vett, a cső-detektorrendszer adott szögéből vett jelek halmaza. A modern CT-szkennerek képesek az érzékelőcső-rendszer körülbelül 1400-as pozíciójáról 360 ° -os körön, vagy kb. Mindegyik csillapítási profil méréseket tartalmaz 1500 detektorcsatornán, azaz körülbelül 30 csatornánként, 50 ° -os sugárelosztási szögnek megfelelően. A vizsgálat elején, miközben a páciens asztalán állandó sebességgel halad a portálon belül, digitális röntgenképet („scan image” vagy „topogram”) kapunk, amelyen később a kívánt szakaszok tervezhetők. A gerinc vagy a fej CT-vizsgálatával a portál jobb szögben van elforgatva, ezáltal elérve a szakaszok optimális tájolását.

A számítógépes tomográfia komplex röntgensugár-érzékelő leolvasásokat használ, amelyek a beteg körül forognak annak érdekében, hogy nagyszámú különböző képet kapjanak egy bizonyos mélységből (tomogramok), amelyeket digitalizálnak és keresztképekké alakítanak át. A CT 2- és 3-dimenziós információt nyújt, amelyet nem lehet egyszerű röntgensugárral és sokkal nagyobb kontraszt felbontással kapni. Ennek eredményeként a CT új szabványt vált ki az intracranialis, fej- és nyaki, intrathorátiás és intra-hasi struktúrák nagy részének képalkotására.

A CT-szkennerek korai mintái csak egy röntgensugár-érzékelőt használtak, és a páciens fokozatosan áthaladt a szkennerben, megállt minden egyes lövésnél. Ezt a módszert nagyrészt egy spirális CT-vizsgálat váltotta fel: a páciens folyamatosan szkennerrel mozog, amely folyamatosan forog és képeket készít. A csavaros CT jelentősen csökkenti a megjelenítési időt és csökkenti a lemezvastagságot. A több érzékelővel rendelkező szkennerek használata (4-64 sor röntgen érzékelő) tovább csökkenti a megjelenítési időt és 1 mm-nél kisebb lemezvastagságot biztosít.

Olyan sok megjelenített adattal, hogy a képek szinte bármilyen szögből kinyerhetők (ahogyan az MRI-ben történik), és felhasználhatók a 3D-s képek létrehozására a diagnosztikai képmegoldás fenntartása mellett. A klinikai alkalmazások közé tartozik a CT-angiográfia (például a tüdőembólia értékelésére) és a szív-érrendszer (például a koszorúér-angiográfia, a koszorúér-erjesztés értékelése). Az elektronsugaras CT, a gyors CT egy másik típusa is használható az artéria koronária-keményedésének értékelésére.

A CT szkennelés kontraszt nélkül vagy anélkül történhet. A nem kontrasztos CT-szkennelés kimutatja az akut vérzést (amely fényes fehérnek tűnik) és a csonttöréseket jellemzi. A kontraszt CT IV vagy orális kontrasztot használ, vagy mindkettőt. A kontrasztot, hasonlóan az egyszerű röntgensugarakhoz, a tumorok, fertőzések, gyulladások és sérülések megjelenítésére használják a lágy szövetekben, valamint az érrendszer állapotának felmérésére, mint pl. Gyanú tüdőembólia, aorta aneurizma vagy aorta disszekció esetén. A kontraszt kiválasztása a veséken keresztül lehetővé teszi a húgyúti rendszer értékelését. A kontrasztreakciókkal és azok értelmezésével kapcsolatos információkért.

Orális kontrasztot használnak a hasterület kijelzésére; segíti a bélszerkezet elkülönítését másoktól. Szabványos orális kontraszt - a bárium-jódon alapuló kontraszt alkalmazható a bélperforáció gyanúja esetén (például sérülés esetén); alacsony ozmoláris kontrasztot kell alkalmazni, ha az aspiráció kockázata magas.

A sugárterhelés fontos kérdés a CT használatakor. A hagyományos hasi CT-vizsgálatból származó sugárzási dózis 200-300-szor nagyobb, mint a mellkasi régió tipikus röntgenfelvételével kapott sugárterhelés. A CT ma a leggyakoribb forrása a mesterséges expozíciónak a lakosság többsége számára, és a teljes orvosi expozíció több mint 2/3-át teszi ki. Az emberi sugárzásnak ez a mértéke nem triviális, a becslések szerint a CT-től származó sugárzásnak kitett gyermekek expozíciós kockázata az egész életük során jóval magasabb, mint a felnőttek expozíciója. Ezért a CT vizsgálat szükségességét gondosan mérlegelni kell, figyelembe véve az egyes betegek esetleges kockázatát.

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

Multispirális számítógépes tomográfia

Spirális számítógépes tomográfia többsoros detektorelrendezéssel (multispirális számítógépes tomográfia)

A többsoros detektor elrendezésű számítógépes tomográfok a szkennerek legújabb generációjához tartoznak. A röntgensugárral ellentétben nincs egy, de több sor érzékelő. Ez lehetővé teszi a tanulmányi idő jelentős lerövidítését és a kontraszt-felbontás javítását, ami lehetővé teszi például a kontrasztos vérerek pontosabb megjelenítését. A röntgencsővel ellentétes Z-tengely-detektorok sorai szélesek: a külső sor szélesebb, mint a belső. Ez biztosítja a legjobb feltételeket az adatgyűjtés utáni kép rekonstrukcióhoz.

[5], [6], [7]

Hagyományos és spirális számítógépes tomográfia összehasonlítása

A hagyományos számítógépes tomográfiával egy sor egymást követő, egymástól egyenlő távolságban lévő képet kapunk a test egy bizonyos részén, például a hasüregben vagy a fejben. Kötelező rövid szünet minden egyes szelet után, hogy az asztalot a pácienssel a következő előre meghatározott pozícióba mozgassa. A vastagság és az átfedés / közbeiktatás közötti távolság előre van kiválasztva. Az egyes szintek nyers adatait külön tárolja. Egy rövid szünet a vágások között lehetővé teszi, hogy a beteg, aki tudatos, lélegzetet vegyen, és így elkerülhető legyen a képben a brit légzőkészülékek. A vizsgálat azonban néhány percig is eltarthat, a szkennelési területtől és a beteg méretétől függően. Meg kell választani a megfelelő időt a kép beszerzéséhez a COP bevezetése után, ami különösen fontos a perfúziós hatások értékeléséhez. A számítógépes tomográfia az a módszer, amelyet a test teljes, kétdimenziós axiális képének megszerzésére használunk anélkül, hogy a csontszövet és / vagy a levegő behatolása okozna interferenciát, amint ez egy szokásos röntgenfelvételeknél történik.

Az egysoros és többsoros detektor elrendezéssel (MSCT) ellátott spirális számítógépes tomográfia esetén a beteg kutatási adatait folyamatosan gyűjtik a portálon belüli előrehaladás során. A röntgencső ezután leírja a csavart a beteg körül. A táblázat előrehaladását a 360 ° -os csövek forgatásához szükséges idővel (hélix hangmagasság) koordinálja - az adatgyűjtés teljes egészében folytatódik. Egy ilyen modern technika jelentősen javítja a tomográfiát, mivel a légzőkészülékek és a megszakítások nem befolyásolják egyetlen adatkészletet, mint a hagyományos számítógépes tomográfia esetében. Egyetlen nyers adatbázist használunk különböző vastagságú és különböző intervallumú szeletek visszanyerésére. A szakaszok részleges átfedése javítja az újjáépítés lehetőségeit.

Az adatgyűjtés a teljes hasüreg vizsgálatában 1-2 percig tart: 2 vagy 3 spirál, mindegyik 10-20 másodpercig tart. Az időkorlát a páciensnek a lélegzetének megtartására való képessége és a röntgencső hűtésének szükségessége. A kép újbóli létrehozásához további időre van szükség. A vesék működésének értékelésénél a kontrasztanyag injekció beadása után rövid szünet szükséges, hogy a kontrasztanyag kiválasztódását várjuk.

A spirális módszer másik fontos előnye, hogy képes azonosítani a szelet vastagságánál kisebb kórképeket. A májban lévő kis áttételeket el lehet hagyni, ha a páciens légzésének egyenlőtlensége miatt a szkennelés során nem esnek egy szekcióba. A metasztázisok jól azonosíthatók a spirális módszer nyers adataiból a szekciók megszerzésével kapott szakaszok helyreállításában.

[8]

Térbeli felbontás

A kép helyreállítása az egyes struktúrák kontrasztja közötti különbségeken alapul. Mindezek alapján 512 x 512 vagy több képelemet (képpontot) tartalmazó képalkotó terület képmátrixa jön létre. A képernyők a képernyőn különböző szürke színárnyalatokként jelennek meg attól függően, hogy milyen csillapítási együtthatót használnak. Valójában ezek nem is négyzetek, hanem kockák (voxelek = térfogat elemek), amelyek hossza a testtengely mentén, a szelet vastagságának megfelelően.

A képminőség a voxelek csökkentésével nő, de ez csak a térbeli felbontásra vonatkozik, a szelet további hígítása csökkenti a jel-zaj arányt. A vékony szakaszok másik hátránya a beteg dózisának növelése. Mindazonáltal a három dimenzióban (izotróp voxelben) azonos méretekkel rendelkező kis voxelek jelentős előnyökkel járnak: a multiplanáris rekonstrukció (MPR) koronális, sagittális vagy más kivetítéseknél lépcsős kontúr nélkül jelenik meg a képen. A különböző méretű (anizotróp voxelek) voxelek használata az MPR-hez vezet a rekonstruált kép zűrzavarának megjelenéséhez. Például nehéz lehet egy törést kizárni.

[9], [10],

Spirális pálya

A hélix-pálya az asztal mozgási fokát mm-ben jellemzi egy forgásnál és a szelet vastagságában. A táblázat lassú fejlődése tömörített spirált képez. Az asztal mozgásának felgyorsítása anélkül, hogy a szeletvastagságot vagy a forgási sebességet megváltoztatnánk, a szóban forgó hélix vágásai között tér van.

Leggyakrabban a hélix magasságát az asztal elmozdulásának (tápellátásának) és a kapu forgalmának (mm-ben kifejezett) arányának kell tekinteni, a kollimációra kifejezve, mm-ben kifejezve.

Mivel a mérők (mm) a számlálóban és a nevezőben kiegyensúlyozottak, a hélix magassága egy dimenzió nélküli mennyiség. MSCT esetén t. A térfogati spirális hangmagasságot általában az asztali betáplálás és az egyetlen szelet aránya, és nem a Z tengely mentén lévő teljes szeletek sorozata képezi. A fenti példában a térfogati spirális hangmagasság 16 (24 mm / 1,5 mm). Ugyanakkor hajlamos visszatérni a hélix-pálya első definíciójához.

Az új szkennerek lehetőséget adnak arra, hogy a topográfia szerint válasszuk ki a vizsgálati terület craniocaudalis (Z tengely) kiterjesztését. Szükség esetén a csőáramlási időt, a vágás kollimálását (vékony vagy vastag vágás) és a vizsgálat idejét (lélegzetmegtartó) kell beállítani. A szoftver, mint például a SureView, kiszámítja a megfelelő helix hangmagasságot, általában 0,5 és 2,0 között.

[11], [12],

Szelet kollimáció: felbontás a Z tengely mentén

A képfelbontás (a Z tengely mentén vagy a páciens testtengelye mentén) egy specifikus diagnosztikai feladathoz is adaptálható kollimációval. Az 5 és 8 mm közötti vastagságú szakaszok teljes mértékben megfelelnek a hasüreg standard vizsgálatának. A csonttörések apró töredékeinek pontos lokalizációja vagy a finom tüdőváltozások értékelése azonban vékony szakaszok használatát igényli (0,5-2 mm). Mi határozza meg a szelet vastagságát?

A kollimáció fogalmát úgy definiáljuk, hogy vékony vagy vastag szeletet kapunk a beteg testének hossztengelye mentén (Z tengely). Az orvos korlátozhatja a sugárnyalábnak a röntgensugárcsőtől a kollimátorral szembeni eltérését. A kollimátor lyukmérete szabályozza a sugárzás áthaladását, amely a beteg mögött levő érzékelőkre széles vagy keskeny folyamban esik. A sugárnyaláb szűkítése javíthatja a térbeli felbontást a beteg Z tengelye mentén. A kollimátor nemcsak a cső kilépése után, hanem közvetlenül az érzékelők előtt is elhelyezhető, azaz a röntgenforrás oldaláról nézve a beteg mögött.

A kollimátor-függő rendszer, amelynek egyetlen sora van a páciens mögött (egyetlen vágás), 10 mm-es, 8 mm-es, 5 mm-es vagy akár 1 mm vastag vágásokat is végezhet. A nagyon vékony keresztmetszetű CT-vizsgálatot „Nagy felbontású CT-szkennelésnek” (VRKT) nevezzük. Ha a szeletvastagság kisebb, mint egy milliméter, akkor azt mondják az „Ultra High Resolution CT” (SVRKT). A kb. 0,5 mm vastag szeletekre vonatkozó, az időbeli csont piramisának tanulmányozására használt SURCT finom törésvonalakat mutat ki, amelyek a koponya alján vagy a tüskés üregben lévő hallókészülékeken haladnak át. A máj esetében nagy kontrasztú felbontást alkalmazunk a metasztázisok kimutatására, és valamivel nagyobb vastagságú szeleteket kell alkalmazni.

[13], [14], [15],

Felderítési elrendezések

Az egyszeletű spirális technológia továbbfejlesztése többszörös (multislice) technikát vezetett be, amelyben nem egy, hanem több sornyi detektort használnak, amelyek merőlegesen helyezkednek el a röntgensugárral ellentétes Z-tengellyel. Ez lehetővé teszi, hogy egyidejűleg több részből gyűjtsünk adatokat.

A sugárzás ventilátor alakú eltérése miatt a detektorok sorainak különböző szélességűeknek kell lenniük. Az érzékelők elrendezése az, hogy az érzékelők szélessége a középponttól a szélig növekszik, ami lehetővé teszi a kapott szakaszok vastagságának és számának változtatását.

Például egy 16 szeletes vizsgálatot végezhetünk 16 vékony, nagy felbontású szeletekkel (a Siemens Sensation 16 esetében ez egy 16 x 0,75 mm-es technika), vagy 16-szoros vastagsággal. Az ileo-femorális CT angiográfia esetében előnyös, ha egy ciklusban egy Z ciklus mentén térfogatszeletet kapunk, ugyanakkor a kollimációs szélesség 16 x 1,5 mm.

A CT-szkennerek fejlesztése 16 szelettel nem fejeződött be. Az adatgyűjtés gyorsítható 32 és 64 soros érzékelőkkel rendelkező szkennerek használatával. Azonban a szakaszok vastagságának csökkentésére való hajlam a beteg sugárterhelésének növekedéséhez vezet, ami további és már megvalósítható intézkedéseket tesz szükségessé a sugárzás hatásainak csökkentésére.

A máj és a hasnyálmirigy vizsgálatában sok szakértő inkább a szelvények vastagságát 10 mm-ről 3 mm-re csökkenti a kép élességének javítása érdekében. Ez azonban körülbelül 80% -kal növeli az interferencia szintjét. Ezért a képminőség megőrzése érdekében az áram erősségét is hozzá kell adni a csőhöz, azaz az áram erősségét (mA) 80% -kal növelni, vagy növelni kell a szkennelési időt (a termék mA-val növekszik).

[16], [17]

Kép rekonstrukciós algoritmus

A spirális számítógépes tomográfia további előnye van: a kép helyreállításának folyamatában a legtöbb adat ténylegesen nem mérhető egy adott szeletben. Ehelyett a szeleten kívül végzett mérések a szelet közelében lévő értékek többségével interpolálódnak, és az adott szelethez hozzárendelt adatok lesznek. Más szavakkal: a szelet közelében végzett adatfeldolgozás eredményei fontosabbak egy adott szakasz képének rekonstruálásához.

Érdekes jelenség következik. A páciens dózisát (mGr-ben) mA-kként definiáljuk rotációra osztva a helix-szöggel, és a képenkénti dózis egyenlő a rotációs mA-kkal a hélix-pálya figyelembe vétele nélkül. Ha például egy fordulatszámon 150 mAs értéket állítunk be 1,5-es szöggel, akkor a beteg dózisa 100 mAs, és a képenkénti dózis 150 mAs. Ezért a spirális technológia használata javíthatja a kontrasztfelbontást a magas mAs érték kiválasztásával. Ebben az esetben lehetővé válik a kép kontrasztjának növelése, a szövetfelbontás (képtisztaság) csökkentése a szeletvastagság csökkentésével, és a hélix intervallum ilyen lépésének és hosszának kiválasztása, hogy a beteg dózisa csökkenjen! Ily módon nagy mennyiségű szelet nyerhető anélkül, hogy növelnénk a röntgencső dózisát vagy terhelését.

Ez a technológia különösen fontos a kapott adatok kétdimenziós (sagittális, görbe, koronális) vagy háromdimenziós rekonstrukcióvá történő átalakításakor.

Az érzékelők mérési adatait profilprofilon keresztül az érzékelő elektronikus részéhez vezetjük, mint az elektromos sugárzást, amely megfelel a röntgensugarak tényleges csillapításának. Az elektromos jeleket digitalizáljuk, majd elküldjük a videó processzornak. A kép rekonstrukció ezen szakaszában a „szállítószalag” módszert alkalmazzák, amely előfeldolgozásból, szűrésből és fordított tervezésből áll.

Az előfeldolgozás magában foglal minden olyan javítást, amely a kapott adatok előkészítéséhez készült a kép helyreállításához. Például a sötét áram korrekciója, a kimeneti jel, a kalibrálás, a pálya korrekciója, a sugárzási merevség növelése stb. Ezek a korrekciók a cső és az érzékelők működésének változásainak csökkentésére készülnek.

A szűrés negatív értékeket használ a fordított tervezésben rejlő kép elmosódásának korrigálására. Ha például szkennelünk egy hengeres vízfantomot, amelyet szűrés nélkül újjáépítenek, akkor szélei rendkívül homályosak lesznek. Mi történik, ha a nyolc csillapítási profil átfedi egymást a kép visszaállításához? Mivel a henger egy részét két kombinált profil határozza meg, a valódi henger helyett csillag alakú képet kapunk. A negatív értékek a csillapítási profilok pozitív komponensén kívül történő megadásával elérhetjük, hogy a henger szélei egyértelművé váljanak.

A fordított mérés újraszámítja a minimális szkennelési adatokat egy kétdimenziós képmátrixba, a törött szakaszokat megjelenítve. Ez megtörténik, profilprofil, amíg a kép újbóli létrehozása befejeződik. A kép mátrixa sakktáblán ábrázolható, de 512 x 512 vagy 1024 x 1024 elemből áll, amelyeket általában "pixeleknek" neveznek. A fordított tervezés eredményeként minden pixel pontosan egy adott sűrűségnek felel meg, amely a monitor képernyőjén különböző árnyalatú szürke, világos és sötét. A képernyő fényesebb része, annál nagyobb a szövet sűrűsége egy pixelen belül (például csontstruktúrák).

[18], [19]

A feszültség hatása (kV)

Amikor a vizsgált anatómiai területet nagy abszorpciós képesség jellemzi (például a fej, vállöv, mellkasi vagy deréktáji gerinc, medence vagy csak egy teljes beteg CT-vizsgálata), ajánlott a megnövelt feszültség használata, vagyis a magasabb mA-értékek alkalmazása. A röntgencső magas feszültségének kiválasztásakor növeli a röntgensugárzás merevségét. Ennek megfelelően a röntgensugárzás sokkal könnyebb behatolni az anatómiai régióba, ahol nagy abszorpciós kapacitás van. Ennek a folyamatnak a pozitív oldala az alacsony energiájú sugárzási komponensek csökkentése, amelyeket a beteg szövetei elnyelnek anélkül, hogy befolyásolnák a képszerzést. Ajánlatos alacsonyabb feszültséget használni a gyermekek vizsgálatához és a KB-bolus követéséhez, mint a szokásos telepítéseknél.

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

Csőáram (mAs)

A milliampere-másodpercben mAc-ben mért áram is befolyásolja a beteg expozíciós dózisát. Ahhoz, hogy egy nagy beteg magas minőségű képet kapjon, a csőáram erőssége szükséges. Így egy testes páciens nagyobb mennyiségű sugárzást kap, mint például egy olyan gyermeknél, amely észrevehetően kisebb testmérettel rendelkezik.

A csontstruktúrával rendelkező területek, amelyek jobban elnyelik és diffúz sugárzással járnak, mint pl. A vállöv és a medence, több csőáramra van szükségük, mint például egy vékony személy vagy láb nyakának, hasüregének. Ezt a függőséget aktívan használják a sugárvédelemben.

Szkennelési idő

A legrövidebb szkennelési időt kell kiválasztani, különösen a hasüreg és a mellkas vizsgálatakor, ahol a szív és a bél perisztaltika összehúzódása csökkentheti a képminőséget. A CT vizsgálat minősége is javul, mivel csökken a beteg önkéntes mozgásának valószínűsége. Másrészt szükség lehet arra, hogy hosszabb ideig szkenneljünk ahhoz, hogy elég adatokat gyűjtsünk és maximalizáljuk a térbeli felbontást. Néha a röntgencsövek élettartamának meghosszabbítására szándékosan használják a hosszabb szkennelési idő választását az áramlás csökkenésével.

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

3D rekonstrukció

Mivel a spirális tomográfia során összegyűjtöttük a beteg testének teljes területére vonatkozó adatmennyiséget, a törések és az erek vizualizációja jelentősen javult. A háromdimenziós rekonstrukció különböző módszereit alkalmazza:

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

Maximális intenzitás vetítés (Maximális intenzitás vetítés), MIP

A MIP egy olyan matematikai módszer, amellyel a hiperintenzív voxeleket kétdimenziós vagy háromdimenziós adatkészletből nyerjük ki. A voxeleket a jód által különböző szögekből nyert adatokból választjuk ki, majd kétdimenziós képként vetítjük ki. A háromdimenziós hatást úgy állítjuk elő, hogy a vetítési szöget egy kis lépéssel változtatjuk, majd a rekonstruált képet gyors egymásutánban (azaz a dinamikus megtekintési módban) láthatóvá tesszük. Ezt a módszert gyakran használják a kontrasztjavító vérerek vizsgálatához.

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

Multiplanáris rekonstrukció, MPR

Ez a technika lehetővé teszi a kép rekonstruálását bármilyen vetületben, legyen az koronális, sagittális vagy görbe vonalú. Az MPR értékes eszköz a törés diagnózisában és az ortopédiában. Például a hagyományos axiális szeletek nem mindig nyújtanak teljes körű információt a törésekről. Az MPR segítségével hatékonyabban detektálható a legapróbb törés a töredékek elmozdítása és a kortikális lemez zavarása nélkül.

[41], [42]

Árnyékolt felületek háromdimenziós rekonstrukciója (Surface Shaded Display), SSD

Ez a módszer a Hounsfield egységekben egy adott küszöbérték felett meghatározott szerv vagy csont felszínét hozza létre. A kép szögének kiválasztása, valamint a hipotetikus fényforrás helye kulcsfontosságú tényező az optimális rekonstrukció eléréséhez (a számítógép kiszámítja és eltávolítja a kép árnyékoló területeit). A csontfelszínen jól látható a radiális csont disztális részének törése, amelyet az MPR mutat.

A háromdimenziós SSD-t akkor is használják, ha sebészeti beavatkozást terveznek, mint a traumás gerinctörés esetén. A kép szögét megváltoztatva könnyű felismerni a mellkasi gerinc kompressziós törését, és felmérni a csigolyaközi lyukak állapotát. Az utóbbit több különböző előrejelzésben is meg lehet vizsgálni. A szagittális MND-n egy csontfragmens látható, amely a gerinccsatornába kerül.

A számított tomogramok elolvasásának alapvető szabályai

• Anatómiai orientáció

A monitoron megjelenő kép nem csupán anatómiai struktúrák kétdimenziós megjelenése, hanem az 512 x 512 elemből (pixel) álló mátrix által képviselt, a szövetek röntgenfelvételének átlagos mennyiségéről. A szelet egy előre meghatározott vastagságú (d _S ), és képviseli az összege téglatest elemek (voxeleket) egységes méretű, kombinálva egy mátrixban. Ez a technikai jellemző az alábbiakban ismertetett privát hangerőhatás alapját képezi. A kapott képek általában alulnézet (a caudalis oldalról). Ezért a beteg jobb oldala a bal oldalon lévő képen van, és fordítva. Például a hasüreg jobb oldalán található máj látható a kép bal oldalán. És a bal oldali szervek, mint például a gyomor és a lép, a jobb oldalon látható képen láthatóak. A test elülső felületét, ebben az esetben az elülső hasfalat a kép felső részén határozzuk meg, és a hátsó felületet a gerincvelés alatt határozzuk meg. Ugyanez az elv a képalkotásra a hagyományos radiográfiában is használatos.

• Privát kötet hatásai

A radiológus maga határozza meg a szeletvastagságot ( _dS ). A mellkasi és hasi üregek vizsgálatához általában 8–10 mm-t választanak, és 2–5 mm-t a koponya, a gerinc, a pályák és a temporális csontok piramisai számára. Ezért a struktúrák elfoglalhatják a szelet teljes vastagságát vagy csak egy részét. A szürke skálán lévő voxel színintenzitása az összes összetevő átlagos csillapítási együtthatójától függ. Ha a szerkezet a szelet teljes vastagságában ugyanolyan formájú, akkor jól látható lesz, mint a hasi aorta és a vena cava esetében.

A privát térfogat hatása akkor jelentkezik, ha a szerkezet nem foglalja el a szelet teljes vastagságát. Például, ha a szakasz csak a csigolyatest egy részét és a lemez egy részét foglalja magában, akkor kontúrjuk fuzzy. Ugyanez figyelhető meg, amikor a szerv szűkül a szeleten belül. Ez az oka annak, hogy a vese pólusai rosszul definiáltak, az epehólyag és a húgyhólyag kontúrjai.

• A csomópont és a cső alakú szerkezetek közötti különbség

Fontos, hogy megkülönböztessük a megnagyobbodott és kórosan megváltozott LN-t a keresztmetszetben rögzített edényektől és izmoktól. Nagyon nehéz ezt csak egy szakaszban elvégezni, mert ezek a szerkezetek azonos sűrűségűek (és ugyanolyan szürke árnyalatúak). Ezért a szomszédos részeket mindig cranialisan és caudalisan kell elemezni. Miután meghatároztuk, hogy hány szekció látható ez a struktúra, megoldható a dilemma, függetlenül attól, hogy megnéztük-e a kibővített csomópontot vagy több vagy kevésbé hosszú csőszerkezetet: a nyirokcsomót csak egy vagy két szakaszban fogjuk kimutatni, és nem látható a szomszédokban. Az aorta, az alacsonyabb vena cava és az izom, például a derék-csípő, a cranio-caudal képek sorozatában láthatóak.

Ha egy szakaszban gyanúja van a megnagyobbodott csomópont kialakulásának, akkor az orvosnak azonnal össze kell hasonlítania a szomszédos részeket, hogy egyértelműen meghatározza, hogy ez a „kialakulás” egyszerűen egy edény vagy izom keresztmetszetben. Ez a taktika is jó, mivel lehetőséget ad arra, hogy gyorsan meghatározza a magánkötet hatását.

• Denzitometria (a szöveti sűrűség mérése)

Ha például nem ismert, hogy a pleurális üregben található folyadék effúzió vagy vér, akkor annak sűrűségének mérése megkönnyíti a differenciáldiagnózist. Hasonlóképpen, a denzitometria alkalmazható a máj vagy vese parenchyma fókuszos elváltozásaira. Azonban nem ajánlott egy voksel értékelésén alapuló következtetést levonni, mivel az ilyen mérések nem túl megbízhatóak. A nagyobb megbízhatóság érdekében a „érdeklődési területet” ki kell terjeszteni, amely több fókuszképződésű voxelből áll, valamilyen szerkezete vagy folyadékmennyisége. A számítógép kiszámítja az átlagos sűrűséget és a szórást.

Különösen óvatosnak kell lennie, hogy ne hagyja ki a megnövekedett sugárzási merevség vagy a magánkötet hatásait. Ha a képződés nem terjed ki a szelet teljes vastagságára, akkor a sűrűségmérés magában foglalja a vele szomszédos szerkezeteket. Az oktatás sűrűsége csak akkor mérhető, ha a szelet teljes vastagságát ( _dS ) tölti ki. Ebben az esetben valószínűbb, hogy a mérések hatással lesznek az oktatásra, nem pedig a szomszédos struktúrákra. Ha a ds nagyobb, mint a képződés átmérője, például egy kis méretű fókusz, ez egy adott hangerő hatásának megnyilvánulásához vezet bármely szkennelési szinten.

• Különböző típusú szövetek sűrűségi szintjei

A modern készülékek képesek 4096 szürkeárnyalat árnyékolására, amelyek a Hounsfield egységekben (HU) különböző sűrűségi szinteket képviselnek. A víz sűrűségét önkényesen vették 0 HU-ra, a levegőt 1000 HU-ra. A monitor képernyőjén legfeljebb 256 szürke árnyalat jelenik meg. Az emberi szem azonban csak körülbelül 20-at képes megkülönböztetni. Mivel az emberi szövetek sűrűsége szélesebb, mint ezek a meglehetősen keskeny keretek, lehetőség van a képablak kiválasztására és beállítására, hogy csak a kívánt sűrűségtartományú szövetek legyenek láthatóak.

Az ablak átlagos sűrűségi szintjét a vizsgált szövetek sűrűségi szintjéhez a lehető legközelebb kell beállítani. A könnyű, a megnövekedett légesség miatt jobb az ablakban az alacsony HU beállításokkal feltárni, míg a csontszövet esetében az ablakszintet jelentősen meg kell növelni. A kép kontrasztja az ablak szélességétől függ: a szűkített ablak kontrasztosabb, mivel a szürke 20 árnyalata csak a sűrűség skála kis részét fedi le.

Fontos megjegyezni, hogy a szinte minden parenchimális szerv sűrűsége a 10 és 90 HU közötti szűk határokon belül van. A kivételek egyszerűek, ezért, amint fentebb említettük, speciális ablakparamétereket kell beállítani. A vérzéssel kapcsolatban figyelembe kell venni, hogy az újonnan koagulált vér sűrűsége körülbelül 30 HU-kal magasabb, mint a friss véré. Ezután a sűrűség szintje ismét a régi vérzés és a vérrögképződés zónáiban esik vissza. A 30 g / l-nél nagyobb fehérjetartalmú exudátumot nem könnyű megkülönböztetni a transzudátumtól (30 g / l alatti fehérjetartalommal) az ablak standard beállításával. Ezenkívül meg kell jegyezni, hogy a sűrűség nagyfokú egybeesése, például a nyirokcsomókban, a lépben, az izmokban és a hasnyálmirigyben, lehetetlenné teszi a szöveti összetétel megállapítását csak a sűrűség-becslés alapján.

Összefoglalva meg kell jegyezni, hogy a szöveti sűrűség szokásos értékei egyénileg is különböznek a különböző embereknek, és a kontrasztanyag hatására a keringő vérben és a szervben változhatnak. Az utóbbi szempont különösen fontos az urogenitális rendszer tanulmányozása szempontjából, és az önéletrajz bevezetésében van. Ezzel egyidejűleg a kontrasztanyag gyorsan a vesén keresztül válik ki, ami a szkennelés során a vese parenchyma sűrűségének növekedéséhez vezet. Ez a hatás a vesefunkció értékelésére használható.

• A tanulmányok dokumentálása különböző ablakokban

A kép beérkezésekor, a tanulmány dokumentálásához át kell helyeznie a képet a filmre (nyomtatott formában). Például a mellkasi mediastinum és lágy szövetek állapotának megítélésekor egy ablak jön létre, hogy az izmok és a zsírszövet világosan láthatóvá váljanak a szürke árnyalataival. Egy puha szőtt ablakot használ, amelynek középpontja 50 HU és 350 HU szélességű. Ennek eredményeképpen a szövetek, amelyek sűrűsége -125 HU (50-350 / 2) és +225 HU (50 + 350/2) között van, szürke színben jelennek meg. Minden -125 HU-nál kisebb sűrűségű anyag, például a tüdő, fekete. A +225 HU feletti sűrűségű szövetek fehérek, belső szerkezete nem differenciált.

Ha szükség van a tüdőparenchyma vizsgálatára, például ha a csomók kizárásra kerülnek, az ablak középpontját -200 HU-ra kell csökkenteni, és a szélességet (2000 HU) növelni kell. Ezen ablak (tüdőablak) használatakor az alacsony sűrűségű tüdő struktúrái jobban differenciálódnak.

Az agy szürke és fehér anyaga közötti maximális kontraszt eléréséhez speciális agyablakot kell választani. Mivel a szürke és a fehér anyag sűrűsége kissé eltér, a lágyszövet-ablaknak nagyon keskenynek (80-100 HU) és nagy kontrasztúnak kell lennie, és középpontja az agyszövet-sűrűség értékének közepén kell lennie (35 HU). Ilyen berendezéseknél a koponya csontjait nem lehet megvizsgálni, mivel a 75-85 HU-nál sűrűbb szerkezetek fehérek. Ezért a csontablak középpontja és szélessége szignifikánsan magasabbnak kell lennie - körülbelül +300 HU és 1500 HU. Az occipitalis csontban lévő metasztázisok csak akkor jelennek meg, ha a csontot használják. De nem agyi ablak. Másrészt, az agy szinte láthatatlan a csontablakban, így az agyban lévő kis metasztázisok láthatatlanok lesznek. Mindig emlékeznünk kell ezekre a technikai részletekre, mert a filmben a legtöbb esetben ne vigye át az összes ablakot. A vizsgálatot végző orvos minden ablakban megvizsgálja a képeket a képernyőn, hogy ne hagyja ki a fontos patológiás jeleket.

[43], [44], [45]