Számítógépes tomográfia: hagyományos, spirális CT-vizsgálat

A komputertomográfia egy speciális röntgenvizsgálat, amelyet a vizsgált beteg körül meghatározott különböző pontokból érkező röntgensugarak csillapításának, vagyis gyengülésének közvetett mérésével végeznek. Lényegében csak annyit tudunk:

• ami kijön a röntgencsövön,
• ami eléri a detektort, és
• Mi a röntgencső és a detektor helye az egyes pozíciókban?

Minden más ebből az információból következik. A legtöbb CT-metszet függőlegesen helyezkedik el a test tengelyéhez képest. Ezeket általában axiális vagy transzverzális metszeteknek nevezik. Minden metszethez a röntgencső a beteg körül forog, a metszet vastagságát előre kiválasztják. A legtöbb CT-szkenner az állandó forgás elvén működik, a nyalábok legyező alakú divergenciájával. Ebben az esetben a röntgencső és a detektor mereven össze van kötve, és a beolvasott terület körüli forgási mozgásaik egyidejűleg történnek a röntgensugarak kibocsátásával és befogásával. Így a páciensen áthaladó röntgensugarak elérik az ellenkező oldalon található detektorokat. A legyező alakú divergencia 40° és 60° közötti tartományban fordul elő, az eszköz kialakításától függően, és a röntgencső fókuszpontjától kiinduló és a detektorsor külső határaiig szektor formájában kiterjedő szög határozza meg. Általában minden 360°-os elforgatással képződik egy kép, a kapott adatok ehhez elegendőek. A szkennelés során a csillapítási együtthatókat számos ponton mérik, így csillapítási profil alakul ki. Valójában a csillapítási profilok nem mások, mint a cső-detektor rendszer egy adott szögéből az összes detektorcsatornából vett jelek halmaza. A modern CT-szkennerek képesek a detektor-cső rendszer körülbelül 1400 pozíciójából származó adatokat továbbítani és gyűjteni egy 360°-os körön, azaz fokonként körülbelül 4 pozícióból. Minden csillapítási profil 1500 detektorcsatornából származó méréseket tartalmaz, azaz fokonként körülbelül 30 csatornát, 50°-os nyalábdivergencia-szöget feltételezve. A vizsgálat kezdetén, miközben a betegasztal állandó sebességgel mozog a gantry felé, digitális röntgenfelvételt ("szkennelt" vagy "topogram") készítenek, amelyen később a szükséges metszetek megtervezhetők. A gerinc vagy a fej CT-vizsgálata esetén a gantryt a kívánt szögben elforgatják, ezáltal elérve a metszetek optimális orientációját.

A komputertomográfia egy, a beteg körül forgó röntgenérzékelő összetett adatait használja fel, hogy nagyszámú, különböző mélységspecifikus képet (tomogramot) készítsen, amelyeket digitalizál és keresztmetszeti képekké alakít. A CT olyan 2- és 3-dimenziós információkat nyújt, amelyek a sima röntgenfelvételekkel és sokkal nagyobb kontrasztfelbontással nem lehetségesek. Ennek eredményeként a CT az új szabvány lett a legtöbb intrakraniális, fej-nyaki, intrathoracalis és intraabdominális struktúra képalkotásában.

A korai CT-szkennerek csak egyetlen röntgenérzékelőt használtak, és a beteg fokozatosan mozgott a szkenneren keresztül, minden képnél megállva. Ezt a módszert nagyrészt felváltotta a helikális CT: a beteg folyamatosan mozog a szkenneren keresztül, amely forog és folyamatosan készít képeket. A helikális CT nagymértékben csökkenti a képalkotási időt és csökkenti a lemez vastagságát. A több érzékelővel (4-64 sor röntgenérzékelő) rendelkező szkennerek használata tovább csökkenti a képalkotási időt, és 1 mm-nél kisebb lemezvastagságot tesz lehetővé.

Ennyi megjelenített adattal a képek szinte bármilyen szögből rekonstruálhatók (ahogy az MRI-ben is történik), és háromdimenziós képek készítésére használhatók, miközben diagnosztikai képalkotó megoldást is biztosítanak. A klinikai alkalmazások közé tartozik a CT-angiográfia (pl. tüdőembólia értékelésére) és a szív képalkotása (pl. koszorúér-angiográfia, a koszorúerek keményedésének értékelésére). Az elektronsugaras CT, egy másik gyors CT-típus, szintén használható a koszorúerek keményedésének értékelésére.

A CT-vizsgálatok kontrasztanyaggal vagy anélkül is elvégezhetők. A kontrasztanyag nélküli CT képes kimutatni az akut vérzést (amely élénkfehérnek tűnik) és jellemezni a csonttöréseket. A kontrasztanyagos CT intravénás vagy orális kontrasztanyagot, vagy mindkettőt használ. Az intravénás kontrasztanyagot, hasonlóan a sima röntgenfelvételekhez, daganatok, fertőzések, gyulladások és lágyrész-sérülések képalkotására, valamint az érrendszer értékelésére használják, például tüdőembólia, aorta aneurizma vagy aorta disszekció gyanúja esetén. A kontrasztanyag vesén keresztüli kiválasztása lehetővé teszi az urogenitális rendszer értékelését. A kontrasztanyag-reakciókkal és azok értelmezésével kapcsolatos információkért lásd:

A hasi terület képalkotásához orális kontrasztanyagot használnak; ez segít elkülöníteni a bélszerkezetet a környező struktúráktól. A standard orális kontrasztanyag, a bárium-jód, bélperforáció gyanúja esetén alkalmazható (pl. trauma miatt); alacsony ozmoláris kontrasztanyagot kell alkalmazni, ha magas az aspiráció kockázata.

A sugárterhelés fontos kérdés a CT használata során. Egy rutin hasi CT-vizsgálatból származó sugárterhelés 200-300-szor nagyobb, mint egy tipikus mellkasröntgenből származó sugárterhelés. A CT ma a lakosság nagy része számára a leggyakoribb mesterséges sugárforrás, és a teljes orvosi sugárterhelés több mint kétharmadát teszi ki. Az emberi expozíció ilyen mértékű mértéke nem elhanyagolható; a ma CT-sugárzásnak kitett gyermekek élethosszig tartó sugárterhelésének kockázatát jóval magasabbra becsülik, mint a felnőttekét. Ezért a CT-vizsgálat szükségességét gondosan mérlegelni kell az egyes betegek potenciális kockázatával szemben.

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

Többszeletes komputertomográfia

Több detektoros spirál komputertomográfia (többszeletes komputertomográfia)

A többsoros detektoros CT-szkennerek a legújabb generációs szkennerek. A röntgencsővel szemben nem egy, hanem több detektorsor található. Ez lehetővé teszi a vizsgálati idő jelentős csökkentését és a kontrasztfelbontás javítását, ami például a kontrasztanyaggal kezelt erek tisztább megjelenítését teszi lehetővé. A röntgencsővel szemben található Z-tengelyes detektorsorok különböző szélességűek: a külső sor szélesebb, mint a belső. Ez jobb feltételeket biztosít a képalkotáshoz az adatgyűjtés után.

[ 5 ], [ 6 ], [ 7 ]

A hagyományos és a spirális komputertomográfia összehasonlítása

A hagyományos CT-vizsgálatok egymást követő, egyenlő időközönként elhelyezett képeket készítenek egy adott testrészről, például a hasról vagy a fejről. Minden szelet után rövid szünetre van szükség, hogy az asztal a beteggel a következő előre meghatározott pozícióba kerüljön. A vastagság és az átfedés/szeletek közötti távolság előre meghatározott. Az egyes szintek nyers adatait külön tárolják. A szeletek közötti rövid szünet lehetővé teszi az éber beteg számára, hogy lélegzetet vegyen, ezáltal elkerülve a képen látható durva légzési műtermékeket. A vizsgálat azonban több percig is eltarthat, a szkennelési területtől és a beteg méretétől függően. Fontos, hogy a képalkotást intravénás kompozíció után időzítsük, ami különösen fontos a perfúziós hatások felméréséhez. A CT a választott módszer a test teljes 2D-s axiális képének elkészítéséhez, csont és/vagy levegő interferencia nélkül, ahogyan az a hagyományos röntgenfelvételeken látható.

Az egy- és többsoros detektoros elrendezésű spirális komputertomográfiában (MSCT) a beteg vizsgálati adatainak gyűjtése folyamatosan történik az asztal gantryba történő előretolása során. A röntgencső spirális pályát ír le a beteg körül. Az asztal előretolása összehangolt a cső 360°-os elfordulásához szükséges idővel (spirális emelkedés) - az adatgyűjtés folyamatosan, teljes egészében folytatódik. Egy ilyen modern technika jelentősen javítja a tomográfiát, mivel a légzési műtermékek és a zaj nem befolyásolják olyan jelentősen az egyetlen adathalmazt, mint a hagyományos komputertomográfiában. Egyetlen nyers adatbázist használnak a különböző vastagságú és különböző intervallumú szeletek rekonstruálására. A metszetek részleges átfedése javítja a rekonstrukciós képességeket.

Egy teljes hasi vizsgálathoz szükséges adatgyűjtés 1-2 percet vesz igénybe: 2 vagy 3 spirál, amelyek mindegyike 10-20 másodpercig tart. Az időkorlát a beteg lélegzetvisszatartási képességéből és a röntgencső hűtésének szükségességéből adódik. A kép rekonstrukciójához további időre van szükség. A vesefunkció vizsgálatakor a kontrasztanyag beadása után rövid szünetet kell tartani, hogy a kontrasztanyag kiürülhessen.

A spirális módszer további fontos előnye, hogy a szeletvastagságnál kisebb kóros képződményeket is képes kimutatni. A kis májmetasztázisok a szkennelés során a beteg egyenetlen légzésmélysége miatt elmaradhatnak, ha nem esnek a szeletbe. Az átfedő metszetekkel kapott szeletek rekonstruálásakor a spirális módszer nyers adataiból az áttétek könnyen kimutathatók.

[ 8 ]

Térbeli felbontás

A képrekonstrukció az egyes struktúrák kontrasztkülönbségein alapul. Ennek alapján egy 512 x 512 vagy több képelemből (pixelből) álló vizualizációs terület képmátrixa jön létre. A pixelek a monitor képernyőjén a szürkeárnyalatok különböző területeiként jelennek meg a csillapítási együtthatójuktól függően. Valójában ezek nem is négyzetek, hanem kockák (voxelek = térfogati elemek), amelyeknek a testtengely mentén a hossza megfelel a szelet vastagságának.

A képminőség kisebb voxelekkel javul, de ez csak a térbeli felbontásra vonatkozik; a szelet további vékonyítása csökkenti a jel-zaj arányt. A vékony szeletek további hátránya a beteg megnövekedett sugárterhelése. Azonban a mindhárom dimenzióban azonos méretű kis voxelek (izotróp voxelek) jelentős előnyöket kínálnak: a koronális, szagittális vagy egyéb vetületekben lévő többsíkú rekonstrukció (MPR) lépcsős kontúr nélkül jelenik meg a képen. Az egyenlőtlen méretű voxelek (anizotróp voxelek) MPR-hez való használata a rekonstruált képen szaggatottság megjelenéséhez vezet. Például nehéz lehet kizárni egy törést.

[ 9 ], [ 10 ]

Spirális lépés

A spirál menetemelkedése jellemzi az asztal mozgásának mértékét mm-ben fordulatonként és a vágás vastagságát. A lassú asztalmozgás összenyomott spirált képez. Az asztalmozgás gyorsulása a vágás vastagságának vagy a forgási sebességnek a változtatása nélkül rést hoz létre a kapott spirálon lévő vágások között.

A spirális menetemelkedést leggyakrabban az asztal mozgásának (előtolásának) arányaként értjük a portál forgása során, mm-ben kifejezve, a kollimációhoz, szintén mm-ben kifejezve.

Mivel a számláló és a nevező méretei (mm) kiegyenlítettek, a hélix emelkedés dimenzió nélküli mennyiség. Az MSCT esetében az úgynevezett térfogati hélix emelkedést általában az asztal előtolásának és egyetlen szeletnek az arányát vesszük, nem pedig a Z tengely mentén lévő szeletek teljes számának arányát. A fenti példában a térfogati hélix emelkedés 16 (24 mm / 1,5 mm). Azonban hajlamosak vagyunk visszatérni a hélix emelkedés első definíciójához.

Az új szkennerek lehetőséget kínálnak a vizsgálati terület kraniokaudális (Z-tengely) kiterjesztésének kiválasztására a topogramon. Ezenkívül a cső forgási ideje, a szeletkollimáció (vékony vagy vastag szelet) és a vizsgálati idő (lélegzet-visszatartási intervallum) szükség szerint állítható. Az olyan szoftverek, mint a SureView, kiszámítják a megfelelő spirális menetemelkedést, általában 0,5 és 2,0 közötti értéket állítva be.

[ 11 ], [ 12 ]

Szeletkollimáció: Felbontás a Z tengely mentén

A képfelbontás (a Z-tengely vagy a beteg testtengelye mentén) kollimáció segítségével a specifikus diagnosztikai feladathoz is igazítható. Az 5-8 mm vastagságú szeletek teljes mértékben megfelelnek a standard hasi vizsgálatnak. A kis csonttörések pontos lokalizációja vagy a finom tüdőelváltozások felmérése azonban vékony szeletek (0,5-2 mm) használatát igényli. Mi határozza meg a szeletvastagságot?

A kollimáció kifejezés a beteg testének hossztengelye (Z tengely) mentén vékony vagy vastag szelet előállítását jelenti. Az orvos kollimátorral korlátozhatja a röntgencsőből kilépő sugárnyaláb legyező alakú divergenciáját. A kollimátor nyílásának mérete szabályozza a beteg mögötti detektorokra széles vagy keskeny sugárnyalábként érkező sugarak áthaladását. A sugárnyaláb szűkítése javítja a térbeli felbontást a beteg Z tengelye mentén. A kollimátor nemcsak közvetlenül a cső kijáratánál, hanem közvetlenül a detektorok előtt is elhelyezkedhet, azaz a röntgenforrás oldaláról nézve a beteg "mögött" van.

Egy kollimátor apertúrájától függő rendszer, amelyben a detektorok egy sora a beteg mögött található (egyetlen szelet), 10 mm, 8 mm, 5 mm vagy akár 1 mm vastagságú szeleteket képes előállítani. A nagyon vékony metszetekkel végzett CT-vizsgálatot „nagy felbontású CT”-nek (HRCT) nevezik. Ha a szeletvastagság kisebb, mint egy milliméter, akkor „ultra nagy felbontású CT”-nek (UHRCT) nevezik. Az UHRCT-t, amelyet a kőcsont körülbelül 0,5 mm-es szeletekkel történő vizsgálatára használnak, finom törésvonalakat mutat, amelyek áthaladnak a koponyaalapon vagy a dobhártya hallócsontoin. A máj esetében nagy kontrasztú felbontást alkalmaznak az áttétek kimutatására, ami valamivel nagyobb vastagságú szeleteket igényel.

[ 13 ], [ 14 ], [ 15 ]

Detektor elhelyezési sémák

Az egyszeletes spiráltechnológia továbbfejlesztése a többszeletes (multispirális) technikák bevezetéséhez vezetett, amelyek nem egy, hanem több, a röntgenforrással szemben, a Z tengelyre merőlegesen elhelyezkedő detektorsort használnak. Ez lehetővé teszi az adatok egyidejű gyűjtését több metszetből.

A sugárzás legyező alakú divergenciája miatt a detektorsoroknak eltérő szélességűeknek kell lenniük. A detektorok elrendezése olyan, hogy a detektorok szélessége a középponttól a szélek felé növekszik, ami lehetővé teszi a vastagság és a szeletek számának változó kombinációit.

Például egy 16 szeletes vizsgálat elvégezhető 16 vékony, nagy felbontású szelettel (Siemens Sensation 16 esetén ez a 16 x 0,75 mm-es technika), vagy 16 kétszeres vastagságú metszetekkel. Iliofemorális CT-angiográfia esetén előnyösebb egy ciklusban, a Z-tengely mentén térfogati szeletet készíteni. Ebben az esetben a kollimációs szélesség 16 x 1,5 mm.

A CT-szkennerek fejlesztése nem ért véget a 16 szeletes képalkotásnál. Az adatgyűjtés felgyorsítható 32 és 64 detektorsoros szkennerek használatával. A vékonyabb szeletek felé irányuló trend azonban nagyobb sugárterhelést eredményez a beteg számára, ami további, már megvalósítható intézkedéseket igényel a sugárterhelés csökkentése érdekében.

A máj és a hasnyálmirigy vizsgálatakor sok szakorvos a képélesség javítása érdekében a szeletvastagságot 10 mm-ről 3 mm-re csökkenti. Ez azonban körülbelül 80%-kal növeli a zajszintet. Ezért a képminőség megőrzése érdekében vagy további növelni kell az áramerősséget a csövön, azaz 80%-kal növelni az áramerősséget (mA), vagy növelni kell a szkennelési időt (a mAs szorzat növekszik).

[ 16 ], [ 17 ]

Képrekonstrukciós algoritmus

A spirális CT-nek további előnye van: a képrekonstrukciós folyamat során az adatok nagy részét valójában nem mérik egy adott szeletben. Ehelyett a szeleten kívüli méréseket interpolálják a szelet közelében lévő értékek nagy részével, és szeletspecifikus adatokká válnak. Más szóval: a szelet közelében végzett adatfeldolgozás eredményei fontosabbak egy adott szakasz képének rekonstrukciója szempontjából.

Ebből egy érdekes jelenség adódik. A páciens dózisa (mGy-ben) a fordulatonkénti mAs osztva a hélix menetemelkedésével, és a képenkénti dózis egyenlő a fordulatonkénti mAs-szel a hélix menetemelkedésének figyelembevétele nélkül. Ha például a beállítás 150 mAs/fordulat 1,5-ös hélix menetemelkedéssel, akkor a páciens dózisa 100 mAs, a képenkénti dózis pedig 150 mAs. Ezért a helikális technológia használata javíthatja a kontrasztfelbontást egy magas mAs érték megválasztásával. Ez lehetővé teszi a képkontraszt, a szövetfelbontás (képtisztaság) növelését a szeletvastagság csökkentésével, valamint a hélix intervallum hosszának olyan megválasztását, amely csökkenti a páciens dózisát! Így nagyszámú szelet nyerhető a dózis vagy a röntgencső terhelésének növelése nélkül.

Ez a technológia különösen fontos a kapott adatok kétdimenziós (sagittális, görbe vonalú, koronális) vagy háromdimenziós rekonstrukciókká alakításakor.

A detektorokból származó mérési adatok profilról profilra elektromos jelek formájában kerülnek továbbításra a detektor elektronikájának, amelyek megfelelnek a röntgensugarak tényleges csillapításának. Az elektromos jeleket digitalizálják, majd a videoprocesszorhoz küldik. A képrekonstrukció ezen szakaszában egy „pipeline” módszert alkalmaznak, amely előfeldolgozásból, szűrésből és reverz mérnöki munkából áll.

Az előfeldolgozás magában foglalja az összes korrekciót, amelyet a felvett adatok képrekonstrukcióra való előkészítéséhez végeznek. Például a sötétáram-korrekció, a kimeneti jel korrekciója, a kalibrálás, a sávkorrekció, a sugárzáskeményedés stb. Ezeket a korrekciókat a cső és a detektorok működésének eltéréseinek csökkentése érdekében végzik.

A szűrés negatív értékeket használ a reverz engineering során keletkező képelmosódás korrigálására. Ha például egy hengeres vízfantomot szkennelünk és szűrés nélkül rekonstruálunk, a szélei rendkívül elmosódottak lesznek. Mi történik, ha nyolc csillapítási profilt egymásra helyezünk a kép rekonstruálásához? Mivel a henger egy részét két egymásra helyezett profillal mérjük, egy csillag alakú képet kapunk egy valódi henger helyett. A csillapítási profilok pozitív komponensén túli negatív értékek bevezetésével a henger szélei élesek lesznek.

A reverz mérnöki munka során a konvolúciós szkennelési adatokat egy kétdimenziós képmátrixba osztják újra, megjelenítve a sérült szeleteket. Ez profilonként történik, amíg a képrekonstrukciós folyamat be nem fejeződik. A képmátrix sakktáblaként fogható fel, de 512 x 512 vagy 1024 x 1024 elemből áll, amelyeket általában „pixeleknek” neveznek. A reverz mérnöki munka eredményeként minden pixel pontos sűrűséggel rendelkezik, amely a monitor képernyőjén a szürke különböző árnyalataiként jelenik meg, a világostól a sötétig. Minél világosabb a képernyő területe, annál nagyobb a pixelben lévő szövet (pl. csontszerkezetek) sűrűsége.

[ 18 ], [ 19 ]

A feszültség hatása (kV)

Amikor a vizsgált anatómiai régió nagy abszorpciós kapacitással rendelkezik (pl. fej, vállöv, háti vagy ágyéki gerinc, medence vagy egyszerűen elhízott beteg CT-vizsgálata), akkor célszerű magasabb feszültséget vagy alternatívaként magasabb mA-értékeket használni. A röntgencső magas feszültségének kiválasztásával növelhető a röntgensugárzás keménysége. Ennek megfelelően a röntgensugarak sokkal könnyebben hatolnak be a nagy abszorpciós kapacitású anatómiai régióba. Ennek a folyamatnak az a pozitívuma, hogy a sugárzás alacsony energiájú, a beteg szövetei által elnyelt komponensei csökkennek anélkül, hogy ez befolyásolná a képalkotást. Gyermekek vizsgálatakor és a KB-bólus követésekor célszerű lehet alacsonyabb feszültséget használni, mint a standard beállításokban.

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

Csőáram (mAs)

Az áramerősség, amelyet milliamper másodpercben (mAs) mérnek, szintén befolyásolja a beteg által kapott sugárterhelést. Egy nagyobb testalkatú betegnek nagyobb áramra van szüksége a csőben a jó képminőség eléréséhez. Így egy elhízottabb beteg nagyobb sugárterhelést kap, mint például egy lényegesen kisebb testalkatú gyermek.

Azok a csontszerkezetek, amelyek jobban elnyelik és szétszórják a sugárzást, mint például a vállöv és a medence, nagyobb csőáramot igényelnek, mint például a nyak, egy vékony ember hasa vagy a lábak. Ezt a függőséget aktívan alkalmazzák a sugárvédelemben.

Szkennelési idő

A lehető legrövidebb vizsgálati időt kell választani, különösen a has és a mellkas területén, ahol a szívösszehúzódások és a bélperisztaltika ronthatja a képminőséget. A CT képalkotás minősége a beteg akaratlan mozgásainak valószínűségének csökkentésével is javul. Másrészt hosszabb vizsgálati időre lehet szükség a elegendő adat összegyűjtéséhez és a térbeli felbontás maximalizálásához. A csökkentett áramerősséggel történő hosszabb vizsgálati idő választása néha szándékosan történik a röntgencső élettartamának meghosszabbítása érdekében.

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

3D rekonstrukció

Mivel a spirális tomográfia a beteg testének egy teljes régiójáról gyűjt adatokat, a törések és az erek vizualizációja jelentősen javult. Számos különböző 3D rekonstrukciós technikát alkalmaznak:

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

Maximális intenzitású vetítés (MIP)

Az MIP egy matematikai módszer, amellyel hiperintenzív voxeleket nyernek ki egy 2D vagy 3D adatkészletből. A voxeleket különböző szögekből felvett adatkészletből választják ki, majd 2D képként vetítik ki. A 3D hatást a vetítési szög kis lépésekben történő változtatásával, majd a rekonstruált kép gyors egymásutánban történő vizualizálásával (azaz dinamikus nézet módban) érik el. Ezt a módszert gyakran használják kontrasztanyaggal fokozott véredény-képalkotásban.

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

Többsíkú rekonstrukció (MPR)

Ez a technika lehetővé teszi a képek rekonstrukcióját bármilyen vetületben, legyen az koronális, szagittális vagy görbült. Az MPR értékes eszköz a törésdiagnosztikában és az ortopédiában. Például a hagyományos axiális szeletek nem mindig nyújtanak teljes információt a törésekről. Egy nagyon vékony törés a töredékek elmozdulása és a kortikális lemez megszakadása nélkül hatékonyabban kimutatható MPR segítségével.

[ 41 ], [ 42 ]

Árnyékolt felületű kijelző, SSD

Ez a módszer egy adott küszöbérték felett definiált szerv- vagy csontfelszínt rekonstruál Hounsfield-egységekben. A képalkotási szög megválasztása, valamint a hipotetikus fényforrás helye kulcsfontosságú az optimális rekonstrukció eléréséhez (a számítógép kiszámítja és eltávolítja az árnyékos területeket a képről). A csontfelszínen jól látható az MPR által kimutatott disztális radius törése.

A 3D SSD-t a sebészeti tervezés során is alkalmazzák, például traumás gerinctörések esetén. A kép szögének változtatásával könnyen kimutatható a háti gerinc kompressziós törése, és felmérhető a csigolyaközi lyukak állapota. Ez utóbbi több különböző vetületben is vizsgálható. A szagittális MPR egy olyan csontfragmentumot mutat, amely a gerinccsatornába mozdult el.

A CT-felvételek leolvasásának alapvető szabályai

• Anatómiai orientáció

A monitoron látható kép nem csupán az anatómiai struktúrák kétdimenziós ábrázolása, hanem adatokat is tartalmaz a röntgensugarak átlagos szöveti elnyelődéséről, amelyet egy 512 x 512 elemből (pixelből) álló mátrix ábrázol. A szeletnek van egy bizonyos vastagsága (dS ₎, és az azonos méretű köb alakú elemek (voxelek) összege, amelyeket mátrixba egyesítenek. Ez a technikai jellemző az alapja a részleges térfogathatásnak, amelyet alább ismertetünk. A kapott képeket általában alulról (a kaudális oldalról) nézzük. Ezért a beteg jobb oldala a képen balra, és fordítva látható. Például a hasüreg jobb felében található máj a kép bal oldalán látható. A bal oldalon található szervek, például a gyomor és a lép, a jobb oldali képen láthatók. A test elülső felszíne, amelyet ebben az esetben az elülső hasfal képvisel, a kép felső részén, a hátulsó felszín pedig a gerinccel együtt alul látható. Ugyanezt a képalkotási elvet alkalmazzák a hagyományos röntgenfelvételeken is.

• Részleges térfogathatások

A radiológus határozza meg a szeletvastagságot (dS ₎. A mellkasi és hasüreg vizsgálatához általában 8-10 mm-t, a koponya, a gerinc, a szemüregek és a halántékcsontok piramisainak vizsgálatához pedig 2-5 mm-t választanak. Ezért a struktúrák elfoglalhatják a teljes szeletvastagságot vagy annak csak egy részét. A voxel színezésének intenzitása a szürkeskálán az összes komponens átlagos gyengítési együtthatójától függ. Ha a struktúra alakja a teljes szeletvastagságban azonos, akkor jól kirajzolódik, mint például a hasi aorta és az alsó üres véna esetében.

A részleges térfogathatás akkor jelentkezik, amikor a struktúra nem foglalja el a szelet teljes vastagságát. Például, ha a szelet csak a csigolyatest és a porckorong egy részét tartalmazza, azok kontúrjai nem tiszták. Ugyanez figyelhető meg, amikor a szerv a szelet belsejében összeszűkül. Ez az oka a vesepólusok, az epehólyag és a húgyhólyag kontúrjainak rossz tisztaságának.

• A göbös és a csőszerű szerkezetek közötti különbség

Fontos, hogy meg tudjuk különböztetni a megnagyobbodott és kórosan elváltozott nyirokcsomókat a keresztmetszetben szereplő erektől és izmoktól. Ezt nagyon nehéz lehet egyetlen metszetből megtenni, mivel ezek a struktúrák azonos sűrűségűek (és azonos szürkeárnyalatúak). Ezért mindig elemezni kell a kraniálisan és caudálisan elhelyezkedő szomszédos metszeteket. Azzal, hogy megadjuk, hogy egy adott struktúra hány metszetben látható, megoldható az a dilemma, hogy megnagyobbodott csomót vagy többé-kevésbé hosszú csőszerű struktúrát látunk-e: a nyirokcsomó csak egy vagy két metszetben lesz meghatározva, a szomszédos metszetekben nem. Az aorta, az alsó üreges véna és az izmok, például a csípő-ágyéki izmok, a kraniokaudális képsorozat teljes egészében láthatók.

Ha gyanú merül fel egy megnagyobbodott göbös képződményre az egyik metszeten, az orvosnak azonnal össze kell hasonlítania a szomszédos metszeteket, hogy egyértelműen megállapítsa, hogy ez a „képződmény” csupán egy ér vagy izom keresztmetszetben. Ez a taktika azért is jó, mert lehetővé teszi a magántérfogat hatásának gyors megállapítását.

• Denzitometria (szövetsűrűség mérése)

Ha például nem ismert, hogy a pleurális üregben található folyadék folyadékgyülem vagy vér, sűrűségének mérése megkönnyíti a differenciáldiagnózist. Hasonlóképpen, a denzitometria alkalmazható a máj- vagy vese parenchyma gócos elváltozásainak vizsgálatára. Azonban nem ajánlott egyetlen voxel értékelése alapján következtetést levonni, mivel az ilyen mérések nem túl megbízhatóak. A nagyobb megbízhatóság érdekében ki kell bővíteni a „érdeklődési régiót”, amely több voxelből áll egy gócos elváltozásban, bármilyen struktúrában vagy folyadékmennyiségben. A számítógép kiszámítja az átlagos sűrűséget és a szórást.

Különösen ügyelni kell arra, hogy ne maradjanak figyelmen kívül a keményedési műtermékek vagy a részleges térfogathatások. Ha egy lézió nem terjed ki a teljes szeletvastagságra, a sűrűségmérés a szomszédos struktúrákat is magában foglalja. Egy lézió sűrűségét csak akkor mérjük helyesen, ha kitölti a teljes szeletvastagságot (dS ₎. Ebben az esetben valószínűbb, hogy a mérés magát az léziót fogja érinteni, nem pedig a szomszédos struktúrákat. Ha dS nagyobb, mint az lézió átmérője, például egy kis lézió esetében, az részleges térfogathatást eredményez bármely szkennelési szinten.

• Különböző típusú szövetek sűrűségi szintjei

A modern eszközök 4096 szürkeárnyalatot képesek lefedni, amelyek Hounsfield-egységben (HU) különböző sűrűségi szinteket jelentenek. A víz sűrűségét önkényesen 0 HU-nak, a levegő sűrűségét pedig -1000 HU-nak vettük. Egy monitor képernyője maximum 256 szürkeárnyalatot képes megjeleníteni. Az emberi szem azonban csak körülbelül 20-at képes megkülönböztetni. Mivel az emberi szövetek sűrűségének spektruma szélesebbre terjed ki, mint ezek a meglehetősen szűk határok, lehetőség van a képablak kiválasztására és beállítására úgy, hogy csak a kívánt sűrűségtartományú szövetek legyenek láthatók.

Az átlagos ablaksűrűségi szintet a lehető legközelebb kell beállítani a vizsgált szövetek sűrűségi szintjéhez. A tüdőt, fokozott levegőssége miatt, alacsony HU-beállításokkal rendelkező ablakban érdemes a legjobban vizsgálni, míg a csontszövet esetében az ablakszintet jelentősen növelni kell. A kép kontrasztja az ablak szélességétől függ: a szűkített ablak kontrasztosabb, mivel a 20 szürkeárnyalat a sűrűségskála csak kis részét fedi le.

Fontos megjegyezni, hogy szinte az összes parenchymás szerv sűrűségi szintje szűk, 10 és 90 HU közötti határokon belül van. A tüdő kivételt képez, ezért, mint fentebb említettük, speciális ablakparamétereket kell beállítani. A vérzések tekintetében figyelembe kell venni, hogy a nemrég alvadt vér sűrűségi szintje körülbelül 30 HU-val magasabb, mint a friss véré. A sűrűség ezután ismét csökken a régi vérzések és a trombuslízis területein. A 30 g/l-nél nagyobb fehérjetartalmú váladékot nem könnyű megkülönböztetni a transzudátumtól (30 g/l alatti fehérjetartalmú) standard ablakbeállításokkal. Ezenkívül meg kell jegyezni, hogy a sűrűség nagyfokú átfedése, például a nyirokcsomókban, a lépben, az izomban és a hasnyálmirigyben, lehetetlenné teszi a szövetazonosság megállapítását pusztán a sűrűségértékelés alapján.

Összefoglalva, meg kell jegyezni, hogy a normál szövetsűrűség értékek egyénenként is változóak, és a keringő vérben és a szervben lévő kontrasztanyagok hatására változnak. Ez utóbbi szempont különösen fontos az urogenitális rendszer vizsgálata szempontjából, és a kontrasztanyagok intravénás beadására vonatkozik. Ebben az esetben a kontrasztanyag gyorsan elkezd kiválasztódni a veséken keresztül, ami a vese parenchyma sűrűségének növekedéséhez vezet a vizsgálat során. Ez a hatás felhasználható a vesefunkció felmérésére.

• Kutatás dokumentálása különböző ablakokban

A kép elkészülte után szükséges a kép filmre átvitele (másolat készítése) a vizsgálat dokumentálása érdekében. Például a mellkas mediastinumának és lágyrészeinek állapotának felmérésekor egy ablakot úgy állítanak be, hogy az izmok és a zsírszövet jól látható legyen a szürke árnyalataiban. Ebben az esetben egy 50 HU középpontú és 350 HU szélességű lágyrész ablakot használnak. Ennek eredményeként a -125 HU (50-350/2) és +225 HU (50+350/2) közötti sűrűségű szövetek szürke színnel jelennek meg. Minden -125 HU-nál kisebb sűrűségű szövet, például a tüdő, feketének tűnik. A +225 HU-nál nagyobb sűrűségű szövetek fehérek, belső szerkezetük nem differenciált.

Ha szükséges a tüdő parenchyma vizsgálata, például a göbös képződmények kizárása esetén, az ablak középpontját -200 HU-ra kell csökkenteni, a szélességét pedig növelni (2000 HU). Ezzel az ablakkal (tüdőablak) jobban megkülönböztethetők az alacsony sűrűségű tüdőstruktúrák.

Az agy szürke- és fehérállománya közötti maximális kontraszt eléréséhez speciális agyablakot kell választani. Mivel a szürke- és fehérállomány sűrűsége csak kis mértékben tér el egymástól, a lágyrészablaknak nagyon keskenynek (80-100 HU) és nagy kontrasztúnak kell lenniük, középpontjának pedig az agyszövet sűrűségértékeinek közepén (35 HU) kell lennie. Ilyen beállításokkal a koponyacsontok vizsgálata lehetetlen, mivel a 75-85 HU-nál sűrűbb struktúrák fehérnek tűnnek. Ezért a csontablak középpontjának és szélességének lényegesen magasabbnak kell lennie - körülbelül +300 HU, illetve 1500 HU. A nyakszirtcsontban lévő áttétek csak csontablak használatakor láthatók, agyablaknál nem. Másrészt az agy gyakorlatilag láthatatlan a csontablakban, így az agyállományban lévő kis áttétek nem lesznek észrevehetők. Mindig emlékeznünk kell ezekre a technikai részletekre, mivel a legtöbb esetben nem minden ablakban lévő képek kerülnek filmre. A vizsgálatot végző orvos minden ablakban nézi a képeket a képernyőn, hogy ne maradjon le a patológia fontos jeleiről.

[ 43 ], [ 44 ], [ 45 ]