Počítačová tomografie: konvenční, spirální CT vyšetření

Počítačová tomografie je speciální typ rentgenového vyšetření, které se provádí nepřímým měřením útlumu neboli zeslabení rentgenového záření z různých pozic vymezených kolem vyšetřovaného pacienta. V podstatě víme jen:

• co opouští rentgenku,
• který dosáhne detektoru a
• jaké je umístění rentgenky a detektoru v každé poloze.

Vše ostatní vyplývá z těchto informací. Většina CT řezů je orientována svisle vzhledem k ose těla. Obvykle se nazývají axiální nebo příčné řezy. U každého řezu se rentgenka otáčí kolem pacienta, tloušťka řezu se volí předem. Většina CT skenerů pracuje na principu konstantní rotace s vějířovitou divergencí paprsků. V tomto případě jsou rentgenka a detektor pevně spojeny a jejich rotační pohyby kolem skenované oblasti probíhají současně s emisí a zachycením rentgenového záření. Rentgenové záření, procházející pacientem, se tak dostává k detektorům umístěným na opačné straně. Vějířovitá divergence se vyskytuje v rozsahu od 40° do 60°, v závislosti na konstrukci zařízení, a je určena úhlem vycházejícím z ohniskové skvrny rentgenky a rozšiřujícím se ve formě sektoru k vnějším hranicím řady detektorů. Obvykle se obraz vytváří s každou rotací o 360°, získaná data jsou k tomu dostatečná. Během skenování se měří koeficienty útlumu v mnoha bodech, čímž se tvoří profil útlumu. Profily útlumu ve skutečnosti nejsou nic jiného než sada signálů přijímaných ze všech detektorových kanálů z daného úhlu systému trubice-detektor. Moderní CT skenery jsou schopny přenášet a shromažďovat data z přibližně 1400 pozic systému detektor-tubus v okruhu 360°, tedy přibližně 4 pozice na stupeň. Každý profil útlumu zahrnuje měření z 1500 detektorových kanálů, tj. přibližně 30 kanálů na stupeň, za předpokladu úhlu divergence paprsku 50°. Na začátku vyšetření, když se pacientský stůl pohybuje konstantní rychlostí do gantry, se získá digitální rentgenový snímek („skenogram“ nebo „topogram“), na kterém lze později naplánovat požadované řezy. Pro CT vyšetření páteře nebo hlavy se gantry otočí o požadovaný úhel, čímž se dosáhne optimální orientace řezů.

Počítačová tomografie využívá komplexní údaje z rentgenového senzoru, který se otáčí kolem pacienta, a vytváří tak velké množství různých hloubkově specifických snímků (tomogramů), které jsou digitalizovány a převedeny na průřezové snímky. CT poskytuje 2- a 3-rozměrné informace, které nejsou možné s obyčejným rentgenovým snímkováním a s mnohem vyšším kontrastním rozlišením. V důsledku toho se CT stalo novým standardem pro zobrazování většiny intrakraniálních, hlavových a krčních, intrathorakálních a nitrobřišních struktur.

Rané CT skenery používaly pouze jeden rentgenový senzor a pacient se skenerem pohyboval postupně, přičemž se pro každý snímek zastavoval. Tato metoda byla z velké části nahrazena spirálním CT: pacient se skenerem pohybuje kontinuálně, který se otáčí a nepřetržitě pořizuje snímky. Spirálové CT výrazně zkracuje dobu zobrazování a snižuje tloušťku destiček. Použití skenerů s více senzory (4–64 řad rentgenových senzorů) dále zkracuje dobu zobrazování a umožňuje tloušťky destiček menší než 1 mm.

Díky velkému množství zobrazených dat lze obrazy rekonstruovat z téměř jakéhokoli úhlu (jako je to u magnetické rezonance) a lze je použít ke konstrukci trojrozměrných obrazů při zachování diagnostického zobrazovacího řešení. Mezi klinické aplikace patří CT angiografie (např. k vyhodnocení plicní embolie) a zobrazování srdce (např. koronární angiografie, hodnocení kornatění koronárních tepen). Elektronový paprsek CT, další typ rychlého CT, lze také použít k vyhodnocení kornatění koronárních tepen.

CT vyšetření lze provést s kontrastní látkou nebo bez ní. Nekontrastní CT dokáže detekovat akutní krvácení (které se jeví jako jasně bílé) a charakterizovat zlomeniny kostí. Kontrastní CT používá intravenózní nebo perorální kontrastní látku, případně obojí. Intravenózní kontrastní látka, podobná té, která se používá u prostého rentgenového snímkování, se používá k zobrazení nádorů, infekcí, zánětů a poranění měkkých tkání a k vyhodnocení cévního systému, například v případech podezření na plicní embolii, aneuryzma aorty nebo disekci aorty. Renální vylučování kontrastní látky umožňuje vyšetření urogenitálního systému. Informace o reakcích na kontrastní látku a jejich interpretaci naleznete v:

Orální kontrastní látka se používá k zobrazení břišní oblasti; pomáhá oddělit střevní strukturu od okolní struktury. Standardní orální kontrastní látka, jodid barnatý, může být použita při podezření na perforaci střeva (např. v důsledku traumatu); nízkoosmolární kontrastní látka by měla být použita při vysokém riziku aspirace.

Radiační expozice je při použití CT důležitým faktorem. Dávka záření z rutinního CT vyšetření břicha je 200 až 300krát vyšší než dávka záření z typického rentgenu hrudníku. CT je nyní nejběžnějším zdrojem umělého záření pro většinu populace a představuje více než dvě třetiny celkové lékařské radiační expozice. Tento stupeň expozice člověka není zanedbatelný; celoživotní riziko radiační expozice u dětí vystavených CT záření je dnes odhadováno na mnohem vyšší než u dospělých. Proto je nutné potřebu CT vyšetření pečlivě zvážit oproti potenciálnímu riziku pro každého jednotlivého pacienta.

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

Vícevrstvá počítačová tomografie

Multidetektorová spirální výpočetní tomografie (vícevrstvá výpočetní tomografie)

Víceřadé detektorové CT skenery jsou nejnovější generací skenerů. Naproti rentgenové trubici není jeden, ale několik řad detektorů. To umožňuje výrazné zkrácení doby vyšetření a zlepšení kontrastního rozlišení, což například umožňuje jasnější vizualizaci kontrastovaných cév. Řady detektorů v ose Z naproti rentgenové trubici mají různou šířku: vnější řada je širší než vnitřní. To poskytuje lepší podmínky pro rekonstrukci obrazu po shromáždění dat.

[ 5 ], [ 6 ], [ 7 ]

Srovnání tradiční a spirální počítačové tomografie

Konvenční CT vyšetření pořizuje sérii sekvenčních, rovnoměrně rozložených snímků specifické části těla, jako je břicho nebo hlava. Po každém řezu je nutná krátká pauza, aby se stůl s pacientem posunul do další předem určené polohy. Tloušťka a překrytí/meziřezová vzdálenost jsou předem určeny. Nezpracovaná data pro každou úroveň jsou uložena samostatně. Krátká pauza mezi řezy umožňuje pacientovi při vědomí nadechnout se, čímž se zabrání hrubým respiračním artefaktům v obraze. Vyšetření však může trvat několik minut v závislosti na skenované oblasti a velikosti pacienta. Je důležité načasovat pořízení obrazu po intravenózním CS, což je zvláště důležité pro posouzení perfuzních účinků. CT je metodou volby pro získání kompletního 2D axiálního obrazu těla bez interference kostí a/nebo vzduchu, jak je vidět na konvenčních rentgenových snímcích.

Ve spirální výpočetní tomografii s jednořadým a víceřadým uspořádáním detektorů (MSCT) probíhá sběr dat z vyšetření pacienta kontinuálně během posouvání stolu do gantry. Rentgenová trubice popisuje spirálovou trajektorii kolem pacienta. Posun stolu je koordinován s časem potřebným k otočení trubice o 360° (rozteč spirály) - sběr dat pokračuje kontinuálně v plném rozsahu. Tato moderní technika výrazně zlepšuje tomografii, protože artefakty z dýchání a šum neovlivňují jednotlivá data tak významně jako u tradiční výpočetní tomografie. Pro rekonstrukci řezů různých tlouštěk a různých intervalů se používá jedna nezpracovaná datová báze. Částečné překrývání řezů zlepšuje možnosti rekonstrukce.

Sběr dat pro kompletní břišní scintigrafii trvá 1 až 2 minuty: 2 nebo 3 spirály, každá v délce 10 až 20 sekund. Časový limit je dán schopností pacienta zadržet dech a nutností ochlazení rentgenky. Pro rekonstrukci obrazu je zapotřebí určitý čas navíc. Při hodnocení funkce ledvin je po podání kontrastní látky nutná krátká pauza, aby se mohla vyloučit.

Další důležitou výhodou spirální metody je schopnost detekovat patologické útvary menší než tloušťka řezu. Malé jaterní metastázy mohou být přehlédnuty, pokud nespadnou do řezu kvůli nerovnoměrné hloubce dýchání pacienta během skenování. Metastázy lze snadno detekovat z nezpracovaných dat spirální metody při rekonstrukci řezů získaných s překrývajícími se řezy.

[ 8 ]

Prostorové rozlišení

Rekonstrukce obrazu je založena na rozdílech v kontrastu jednotlivých struktur. Na tomto základě se vytvoří obrazová matice vizualizační plochy o velikosti 512 x 512 nebo více obrazových prvků (pixelů). Pixely se na obrazovce monitoru zobrazují jako plochy různých odstínů šedé v závislosti na jejich koeficientu útlumu. Ve skutečnosti se nejedná ani o čtverce, ale o krychle (voxely = objemové prvky), které mají podél osy těla délku odpovídající tloušťce řezu.

Kvalita obrazu se zlepšuje s menšími voxely, ale to platí pouze pro prostorové rozlišení; další ztenčení řezu snižuje poměr signálu k šumu. Další nevýhodou tenkých řezů je zvýšená radiační dávka pro pacienta. Malé voxely se stejnými rozměry ve všech třech dimenzích (izotropní voxel) však nabízejí významné výhody: multiplanární rekonstrukce (MPR) v koronální, sagitální nebo jiné projekci je na snímku prezentována bez stupňovitého obrysu. Použití voxelů nestejných rozměrů (anizotropní voxely) pro MPR vede k výskytu zubatosti v rekonstruovaném snímku. Například může být obtížné vyloučit zlomeninu.

[ 9 ], [ 10 ]

Spirálový krok

Stoupání spirály charakterizuje stupeň pohybu stolu v mm na otáčku a tloušťku řezu. Pomalý pohyb stolu tvoří stlačenou spirálu. Zrychlení pohybu stolu beze změny tloušťky řezu nebo rychlosti otáčení vytváří mezery mezi řezy na výsledné spirále.

Nejčastěji se stoupání spirály chápe jako poměr pohybu (posuvu) stolu během otáčení portálu, vyjádřený v mm, ke kolimaci, rovněž vyjádřené v mm.

Protože rozměry (mm) v čitateli a jmenovateli jsou vyvážené, je stoupání šroubovice bezrozměrná veličina. U MSCT se tzv. objemové stoupání šroubovice obvykle považuje za poměr posuvu stolu k jednomu řezu, nikoli k celkovému počtu řezů podél osy Z. Pro výše uvedený příklad je objemové stoupání šroubovice 16 (24 mm / 1,5 mm). Existuje však tendence vracet se k první definici stoupání šroubovice.

Nové skenery nabízejí možnost výběru kraniokaudálního (osa Z) rozšíření studované oblasti na topogramu. Dále se podle potřeby upravuje doba rotace trubice, kolimace řezu (tenký nebo tlustý řez) a doba studie (interval zadržení dechu). Software jako SureView vypočítává vhodnou stoupání spirály, obvykle nastavuje hodnotu mezi 0,5 a 2,0.

[ 11 ], [ 12 ]

Kolimace řezů: Rozlišení podél osy Z

Rozlišení obrazu (podél osy Z nebo osy těla pacienta) lze také přizpůsobit specifickému diagnostickému úkolu pomocí kolimace. Řezy o tloušťce 5 až 8 mm jsou plně shodné se standardním břišním vyšetřením. Přesná lokalizace malých fragmentů zlomenin kostí nebo posouzení jemných plicních změn však vyžaduje použití tenkých řezů (0,5 až 2 mm). Co určuje tloušťku řezu?

Termín kolimace je definován jako získání tenkého nebo tlustého řezu podél podélné osy těla pacienta (osa Z). Lékař může omezit vějířovitou divergenci radiačního paprsku z rentgenky pomocí kolimátoru. Velikost otvoru kolimátoru reguluje průchod paprsků, které dopadají na detektory za pacientem v širokém nebo úzkém proudu. Zúžení radiačního paprsku zlepšuje prostorové rozlišení podél osy Z pacienta. Kolimátor může být umístěn nejen bezprostředně na výstupu z trubice, ale také přímo před detektory, tj. „za“ pacientem při pohledu ze strany zdroje rentgenového záření.

Systém závislý na apertu kolimátoru s jednou řadou detektorů za pacientem (jeden řez) dokáže vytvářet řezy o velikosti 10 mm, 8 mm, 5 mm nebo dokonce 1 mm. CT skenování s velmi tenkými řezy se nazývá „CT s vysokým rozlišením“ (HRCT). Pokud je tloušťka řezu menší než milimetr, nazývá se „CT s ultra vysokým rozlišením“ (UHRCT). UHRCT, používané k vyšetření skalní kosti s řezy o tloušťce přibližně 0,5 mm, odhaluje jemné linie zlomenin procházející lebeční bází nebo sluchovými kůstkami v bubínkové dutině. U jater se k detekci metastáz používá rozlišení s vysokým kontrastem, které vyžaduje řezy o něco větší tloušťky.

[ 13 ], [ 14 ], [ 15 ]

Schémata umístění detektorů

Další vývoj technologie jednořezné spirálové metody vedl k zavedení víceřezných (vícespirálních) technik, které využívají nikoli jednu, ale několik řad detektorů umístěných kolmo k ose Z naproti zdroji rentgenového záření. To umožňuje simultánní sběr dat z několika řezů.

Vzhledem k vějířovité divergenci záření musí mít řady detektorů různou šířku. Schéma uspořádání detektorů je takové, že šířka detektorů se zvětšuje od středu k okraji, což umožňuje různé kombinace tloušťky a počtu získaných řezů.

Například 16řezovou studii lze provést s 16 tenkými řezy s vysokým rozlišením (u Siemens Sensation 16 se jedná o techniku 16 x 0,75 mm) nebo s 16 řezy o dvojnásobné tloušťce. Pro iliofemorální CT angiografii je vhodnější získat objemový řez v jednom cyklu podél osy Z. V tomto případě je šířka kolimace 16 x 1,5 mm.

Vývoj CT skenerů neskončil u 16 řezů. Sběr dat lze urychlit použitím skenerů s 32 a 64 řadami detektorů. Trend směrem k tenčím řezům však vede k vyšším dávkám záření pro pacienta, což vyžaduje další a již proveditelná opatření ke snížení radiační expozice.

Při vyšetřování jater a slinivky břišní mnoho specialistů preferuje zmenšení tloušťky řezu z 10 na 3 mm, aby se zlepšila ostrost obrazu. To však zvyšuje hladinu šumu přibližně o 80 %. Proto je pro zachování kvality obrazu nutné buď dodatečně zvýšit sílu proudu na trubici, tj. zvýšit sílu proudu (mA) o 80 %, nebo prodloužit dobu skenování (zvýší se součin mAs).

[ 16 ], [ 17 ]

Algoritmus rekonstrukce obrazu

Spirální CT má další výhodu: během procesu rekonstrukce obrazu se většina dat ve skutečnosti neměří v konkrétním řezu. Místo toho se měření mimo tento řez interpolují s většinou hodnot v blízkosti řezu a stávají se daty specifickými pro daný řez. Jinými slovy: výsledky zpracování dat v blízkosti řezu jsou důležitější pro rekonstrukci obrazu konkrétní části.

Z toho vyplývá zajímavý jev. Dávka pro pacienta (v mGy) je definována jako mAs na otáčku dělená stoupáním šroubovice a dávka na snímek se rovná mAs na otáčku bez zohlednění stoupání šroubovice. Pokud je například nastavení 150 mAs na otáčku se stoupáním šroubovice 1,5, pak je dávka pro pacienta 100 mAs a dávka na snímek je 150 mAs. Použití spirálové technologie proto může zlepšit rozlišení kontrastu volbou vysoké hodnoty mAs. To umožňuje zvýšit kontrast obrazu, rozlišení tkáně (jasnost obrazu) zmenšením tloušťky řezu a zvolit stoupání a délku intervalu šroubovice tak, aby se snížila dávka pro pacienta! Lze tak získat velký počet řezů bez zvýšení dávky nebo zatížení rentgenky.

Tato technologie je obzvláště důležitá při převodu získaných dat do 2-rozměrných (sagitální, křivočaré, koronální) nebo 3-rozměrných rekonstrukcí.

Naměřená data z detektorů jsou profil po profilu předávána do elektroniky detektoru jako elektrické signály odpovídající skutečnému útlumu rentgenového záření. Elektrické signály jsou digitalizovány a poté odesílány do videoprocesoru. V této fázi rekonstrukce obrazu se používá metoda „pipeline“, která se skládá z předzpracování, filtrování a reverzního inženýrství.

Předzpracování zahrnuje všechny korekce provedené za účelem přípravy získaných dat pro rekonstrukci obrazu. Například korekce tmavého proudu, korekce výstupního signálu, kalibrace, korekce stopy, radiační zpevnění atd. Tyto korekce se provádějí za účelem snížení odchylek ve fungování trubice a detektorů.

Filtrování používá záporné hodnoty k opravě rozmazání obrazu, které je vlastní reverznímu inženýrství. Pokud je například válcový vodní fantom naskenován a rekonstruován bez filtrování, jeho okraje budou extrémně rozmazané. Co se stane, když je za účelem rekonstrukce obrazu superponováno osm profilů útlumu? Protože je část válce měřena dvěma superponovanými profily, získá se místo skutečného válce obraz ve tvaru hvězdy. Zavedením záporných hodnot za kladnou složku profilů útlumu se okraje tohoto válce stanou ostrými.

Reverzní inženýrství redistribuuje konvolvovaná skenovaná data do dvourozměrné obrazové matice, která zobrazuje poškozené řezy. Toto se provádí profil po profilu, dokud není proces rekonstrukce obrazu dokončen. Obrazovou matici lze představit jako šachovnicovou desku, ale složenou z prvků o rozměrech 512 x 512 nebo 1024 x 1024, běžně nazývaných „pixely“. Reverzní inženýrství vede k tomu, že každý pixel má přesnou hustotu, která se na obrazovce monitoru jeví jako různé odstíny šedé, od světlé po tmavou. Čím světlejší je oblast obrazovky, tím vyšší je hustota tkáně v pixelu (např. kostních struktur).

[ 18 ], [ 19 ]

Vliv napětí (kV)

Pokud má vyšetřovaná anatomická oblast vysokou absorpční kapacitu (např. CT hlavy, ramenního pletence, hrudní nebo bederní páteře, pánve nebo jednoduše obézní pacient), je vhodné použít vyšší napětí nebo alternativně vyšší hodnoty mA. Volbou vysokého napětí na rentgenové trubici zvýšíte tvrdost rentgenového záření. Rentgenové záření tak mnohem snadněji proniká do anatomické oblasti s vysokou absorpční kapacitou. Pozitivní stránkou tohoto procesu je, že se snižují nízkoenergetické složky záření, které jsou absorbovány tkáněmi pacienta, aniž by to ovlivnilo snímání obrazu. Pro vyšetření dětí a při sledování KB bolusu může být vhodné použít nižší napětí než ve standardním nastavení.

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

Proud trubice (mAs)

Proud, měřený v miliampérsekundách (mAs), také ovlivňuje radiační dávku, kterou pacient obdrží. Velký pacient potřebuje k získání dobrého obrazu vyšší proud v trubici. Obéznější pacient tedy obdrží vyšší radiační dávku než například dítě s výrazně menší tělesnou hmotností.

Oblasti s kostními strukturami, které více absorbují a rozptylují záření, jako je ramenní pletenec a pánev, vyžadují vyšší proud trubice než například krk, břicho štíhlé osoby nebo nohy. Tato závislost se aktivně využívá v radiační ochraně.

Doba skenování

Měla by být zvolena co nejkratší doba skenování, zejména v oblasti břicha a hrudníku, kde srdeční kontrakce a střevní peristaltika mohou zhoršit kvalitu obrazu. Kvalita CT zobrazování se také zlepšuje snížením pravděpodobnosti mimovolních pohybů pacienta. Na druhou stranu může být pro shromáždění dostatečného množství dat a maximalizaci prostorového rozlišení nutná delší doba skenování. Někdy se volba prodloužené doby skenování se sníženým proudem používá záměrně k prodloužení životnosti rentgenové trubice.

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

3D rekonstrukce

Protože spirální tomografie shromažďuje data z celé oblasti těla pacienta, vizualizace zlomenin a cév se výrazně zlepšila. Používá se několik různých technik 3D rekonstrukce:

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

Projekce maximální intenzity (MIP)

MIP je matematická metoda, pomocí které se hyperintenzivní voxely extrahují z 2D nebo 3D datové sady. Voxely se vybírají z datové sady pořízené z různých úhlů a poté se promítají jako 2D obrazy. 3D efektu se dosahuje změnou projekčního úhlu v malých krocích a následnou vizualizací rekonstruovaného obrazu v rychlém sledu (tj. v režimu dynamického zobrazení). Tato metoda se často používá při zobrazování cév s kontrastem.

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

Multiplanární rekonstrukce (MPR)

Tato technika umožňuje rekonstruovat snímky v jakékoli projekci, ať už koronální, sagitální nebo křivočaré. MPR je cenným nástrojem v diagnostice zlomenin a ortopedii. Například tradiční axiální řezy ne vždy poskytují úplné informace o zlomeninách. Velmi tenkou zlomeninu bez posunutí fragmentů a narušení kortikální ploténky lze pomocí MPR efektivněji detekovat.

[ 41 ], [ 42 ]

Povrchově stínovaný displej, SSD

Tato metoda rekonstruuje povrch orgánu nebo kosti definovaný nad danou prahovou hodnotou v Hounsfieldových jednotkách. Volba zobrazovacího úhlu, stejně jako umístění hypotetického zdroje světla, je klíčem k dosažení optimální rekonstrukce (počítač vypočítá a odstraní stíny z obrazu). Povrch kosti jasně ukazuje zlomeninu distálního radia prokázanou pomocí MPR.

3D SSD se používá také při chirurgickém plánování, například v případě traumatické zlomeniny páteře. Změnou úhlu obrazu je snadné detekovat kompresní zlomeninu hrudní páteře a posoudit stav meziobratlových otvorů. Ty lze vyšetřit v několika různých projekcích. Sagitální MPR zobrazuje kostní fragment, který je dislokován do páteřního kanálu.

Základní pravidla pro čtení CT snímků

• Anatomická orientace

Obraz na monitoru není jen dvourozměrným znázorněním anatomických struktur, ale obsahuje data o průměrné absorpci rentgenového záření tkání, reprezentovaná maticí 512 x 512 prvků (pixelů). Řez má určitou tloušťku (dS ₎ a je součtem kvádrových prvků (voxelů) stejné velikosti, sloučených do matice. Tato technická vlastnost je základem efektu parciálního objemu, který je vysvětlen níže. Získané snímky se obvykle prohlížejí zespodu (z kaudální strany). Proto je pravá strana pacienta na snímku vlevo a naopak. Například játra, která se nacházejí v pravé polovině břišní dutiny, jsou zobrazena na levé straně snímku. A orgány umístěné vlevo, jako je žaludek a slezina, jsou na snímku vpravo viditelné. Přední povrch těla, v tomto případě reprezentovaný přední břišní stěnou, je definován v horní části snímku a zadní povrch s páteří je dole. Stejný princip tvorby obrazu se používá v konvenční radiografii.

• Efekty částečného objemu

_{Tloušťku řezu ( dS} ) určuje radiolog. Pro vyšetření hrudní a břišní dutiny se obvykle volí 8–10 mm a pro lebku, páteř, očnice a pyramidy spánkových kostí 2–5 mm. Struktury proto mohou zabírat celou tloušťku řezu nebo pouze jeho část. Intenzita zbarvení voxelů na stupnici šedi závisí na průměrném koeficientu útlumu pro všechny její složky. Pokud má struktura v celé tloušťce řezu stejný tvar, bude se jevit jasně ohraničená, jako v případě břišní aorty a dolní duté žíly.

K efektu parciálního objemu dochází, když struktura nezabírá celou tloušťku řezu. Například pokud řez zahrnuje pouze část těla obratle a část ploténky, jejich kontury jsou nejasné. Totéž se pozoruje, když se orgán uvnitř řezu zužuje. To je důvodem špatné zřetelnosti pólů ledvin, kontur žlučníku a močového měchýře.

• Rozdíl mezi nodulárními a tubulárními strukturami

Je důležité být schopen rozlišit zvětšené a patologicky změněné lymfatické uzliny od cév a svalů zahrnutých v průřezu. To může být velmi obtížné provést pouze z jednoho řezu, protože tyto struktury mají stejnou hustotu (a stejný odstín šedé). Proto je vždy nutné analyzovat sousední řezy umístěné více kraniálně a kaudálně. Určením, v kolika řezech je daná struktura viditelná, je možné vyřešit dilema, zda vidíme zvětšenou uzlinu nebo více či méně dlouhou tubulární strukturu: lymfatická uzlina bude určena pouze v jednom nebo dvou řezech a v sousedních nebude vizualizována. Aorta, dolní dutá žíla a svaly, jako je iliako-lumbální, jsou viditelné v celé kraniokaudální sérii snímků.

Pokud existuje podezření na zvětšenou uzlovitou formaci na jednom řezu, měl by lékař okamžitě porovnat sousední řezy, aby jasně určil, zda je tento „útvar“ v příčném řezu jednoduše cévou nebo svalem. Tato taktika je také dobrá, protože umožňuje rychlé stanovení účinku soukromého objemu.

• Denzitometrie (měření hustoty tkáně)

Pokud například není známo, zda je tekutina nalezená v pleurální dutině výpotek nebo krev, měření její hustoty usnadňuje diferenciální diagnostiku. Podobně lze denzitometrii použít pro ložiskové léze v parenchymu jater nebo ledvin. Nedoporučuje se však vyvozovat závěry na základě posouzení jediného voxelu, protože taková měření nejsou příliš spolehlivá. Pro větší spolehlivost je nutné rozšířit „oblast zájmu“ sestávající z několika voxelů ve ložiskové lézi, jakékoli struktury nebo objemu tekutiny. Počítač vypočítá průměrnou hustotu a směrodatnou odchylku.

Zvláštní pozornost je třeba věnovat tomu, aby se nepřehlédly artefakty ztvrdnutí nebo efekty částečného objemu. Pokud se léze nerozkládá přes celou tloušťku řezu, měření hustoty zahrnuje i sousední struktury. Hustota léze bude změřena správně pouze tehdy, pokud vyplní celou tloušťku řezu (dS ₎. V tomto případě je pravděpodobnější, že měření bude zahrnovat samotnou lézi, nikoli sousední struktury. Pokud je dS větší než průměr léze, například u malé léze, bude to mít za následek efekt částečného objemu na jakékoli úrovni skenování.

• Stupně hustoty různých typů tkanin

Moderní zařízení jsou schopna pokrýt 4096 odstínů šedé stupnice, které představují různé úrovně hustoty v Hounsfieldových jednotkách (HU). Hustota vody byla arbitrárně zvolena jako 0 HU a vzduchu jako -1000 HU. Obrazovka monitoru dokáže zobrazit maximálně 256 odstínů šedé. Lidské oko však dokáže rozlišit pouze asi 20. Protože spektrum hustot lidských tkání sahá dále než tyto poměrně úzké limity, je možné vybrat a upravit obrazové okno tak, aby byly viditelné pouze tkáně s požadovaným rozsahem hustoty.

Průměrná úroveň hustoty okna by měla být nastavena co nejblíže úrovni hustoty vyšetřovaných tkání. Plíce se díky své zvýšené vzdušnosti nejlépe vyšetřují v okně s nízkým nastavením HU, zatímco u kostní tkáně by měla být úroveň okna výrazně zvýšena. Kontrast obrazu závisí na šířce okna: zúžené okno je kontrastnější, protože 20 odstínů šedé pokrývá pouze malou část stupnice hustoty.

Je důležité poznamenat, že úroveň hustoty téměř všech parenchymatózních orgánů se pohybuje v úzkých mezích mezi 10 a 90 HU. Plíce jsou výjimkou, takže jak již bylo uvedeno výše, je nutné nastavit speciální parametry okna. Pokud jde o krvácení, je třeba vzít v úvahu, že úroveň hustoty čerstvě sražené krve je přibližně o 30 HU vyšší než u čerstvé krve. Hustota pak opět klesá v oblastech starého krvácení a v oblastech lýzy trombu. Exsudát s obsahem bílkovin vyšším než 30 g/l se při standardním nastavení okna obtížně odlišuje od transsudátu (s obsahem bílkovin pod 30 g/l). Dále je třeba říci, že vysoký stupeň překrytí hustoty, například v lymfatických uzlinách, slezině, svalech a slinivce břišní, znemožňuje stanovení identity tkáně pouze na základě posouzení hustoty.

Závěrem je třeba poznamenat, že normální hodnoty hustoty tkáně se také liší mezi jednotlivci a mění se pod vlivem kontrastních látek v cirkulující krvi a v orgánu. Poslední aspekt má zvláštní význam pro studium urogenitálního systému a týká se intravenózního podávání kontrastních látek. V tomto případě se kontrastní látka rychle začíná vylučovat ledvinami, což vede ke zvýšení hustoty ledvinového parenchymu během skenování. Tento efekt lze využít k posouzení funkce ledvin.

• Dokumentování výzkumu v různých oknech

Jakmile je snímek pořízen, je nutné jej přenést na film (vytisknout) pro zdokumentování vyšetření. Například při hodnocení stavu mediastina a měkkých tkání hrudníku se nastaví okno tak, aby svaly a tuková tkáň byly jasně zobrazeny v odstínech šedé. V tomto případě se používá okno měkkých tkání se středem 50 HU a šířkou 350 HU. V důsledku toho jsou tkáně s hustotou od -125 HU (50-350/2) do +225 HU (50+350/2) zobrazeny šedě. Všechny tkáně s hustotou nižší než -125 HU, jako například plíce, se jeví černě. Tkáně s hustotou vyšší než +225 HU jsou bílé a jejich vnitřní struktura není diferencovaná.

Pokud je nutné vyšetřit plicní parenchym, například při vyloučení nodulárních útvarů, měl by se střed okna zmenšit na -200 HU a šířka zvětšit (2000 HU). Při použití tohoto okna (plicního okna) se lépe diferencují plicní struktury s nízkou hustotou.

Pro dosažení maximálního kontrastu mezi šedou a bílou hmotou mozku by mělo být zvoleno speciální mozkové okno. Vzhledem k tomu, že se hustoty šedé a bílé hmoty liší jen nepatrně, mělo by být okno měkkých tkání velmi úzké (80 - 100 HU) a vysoce kontrastní a jeho střed by měl být uprostřed hodnot hustoty mozkové tkáně (35 HU). S takovým nastavením není možné vyšetřovat lebeční kosti, protože všechny struktury hustší než 75 - 85 HU se jeví jako bílé. Střed a šířka kostního okna by proto měly být výrazně vyšší - přibližně + 300 HU a 1500 HU. Metastázy v týlní kosti jsou vizualizovány pouze při použití kostního okna, nikoli však mozkového okna. Na druhou stranu je mozek v kostním okně prakticky neviditelný, takže malé metastázy v mozkové hmotě nebudou patrné. Měli bychom si vždy pamatovat tyto technické detaily, protože ve většině případů se obrazy ve všech oknech nepřenášejí na film. Lékař provádějící vyšetření sleduje obrazy na obrazovce ve všech oknech, aby nepřehlédl důležité známky patologie.

[ 43 ], [ 44 ], [ 45 ]