Počítačová tomografie: tradiční, spirálová

Počítačová tomografie je speciálním typem rentgenového vyšetření, které se provádí nepřímým měřením útlumu nebo útlumu, rentgenových paprsků z různých pozic, určených kolem vyšetřovaného pacienta. V podstatě vše, co víme, je:

• který opouští rentgenovou trubici,
• co se dostane do detektoru a
• jaké je místo rentgenové trubice a detektor v každé poloze.

Z této informace vyplývá vše ostatní. Většina průřezů CT je orientována svisle vzhledem k ose těla. Obvykle se nazývají axiální nebo příčné řezy. U každého řezu se rentgenová trubice otáčí kolem pacienta, tloušťka řezu je předem zvolena. Většina CT skenerů pracuje na principu konstantní rotace s divergencí paprsků ve tvaru vějíře. V tomto případě jsou rentgenová trubice a detektor pevně spárovány a jejich rotační pohyby kolem snímané oblasti probíhají současně s emisemi a zachycením rentgenového záření. Rentgenové paprsky procházející pacientem tak dosahují detektorů umístěných na opačné straně. Divergence ve tvaru ventilátoru se vyskytuje v rozsahu od 40 ° do 60 °, v závislosti na přístroji, a je určena úhlem začínajícím od ohniskového bodu rentgenové trubice a expandující ve formě sektoru na vnější hranice řady detektorů. Obvykle je obraz vytvořen při každém otočení o 360 °, získaná data jsou pro to dostatečná. V procesu snímání jsou koeficienty útlumu měřeny v mnoha bodech a tvoří profil útlumu. Profily útlumu nejsou ve skutečnosti ničím jiným než souborem přijatých signálů ze všech kanálů detektoru z daného úhlu systému trubicového detektoru. Moderní CT snímače jsou schopné vyzařovat a sbírat data z přibližně 1400 pozic systému detektorových trubek na 360 ° kružnici, nebo přibližně 4 pozice ve stupních. Každý profil útlumu zahrnuje měření z 1500 kanálů detektoru, tj. Přibližně 30 kanálů ve stupních, podléhajících úhlu rozbíhavého svazku 50 °. Na začátku studie, zatímco postupuje pacientův stůl konstantní rychlostí uvnitř portálu, je získán digitální rentgenový snímek („skenovací obraz“ nebo „topogram“), na kterém lze později naplánovat požadované řezy. Pomocí CT vyšetření páteře nebo hlavy se portál otočí v pravém úhlu, čímž se dosáhne optimální orientace sekcí.

Počítačová tomografie využívá komplexní rentgenové senzory, které se otáčejí kolem pacienta, aby se získal velký počet různých obrazů určité hloubky (tomogramů), které jsou digitalizovány a převedeny na křížové obrazy. CT poskytuje 2- a 3-rozměrné informace, které nelze získat jednoduchým rentgenovým paprskem as mnohem vyšším rozlišením kontrastu. Výsledkem je, že CT se stala novým standardem pro zobrazování většiny intrakraniálních, hlavových a krčních, intrathorakálních a intraabdominálních struktur.

Včasné vzorky CT skenerů používaly pouze jeden rentgenový senzor a pacient procházel skenerem postupně a zastavil se pro každý snímek. Tato metoda byla do značné míry nahrazena šroubovicovým CT snímkem: pacient se plynule pohybuje skenerem, který se neustále otáčí a pořizuje snímky. Šroub CT výrazně zkracuje dobu zobrazení a snižuje tloušťku desky. Použití skenerů s více čidly (4-64 řádků rentgenových senzorů) dále zkracuje dobu zobrazení a poskytuje tloušťku desky menší než 1 mm.

S tolika zobrazenými daty mohou být snímky obnoveny z téměř jakéhokoli úhlu (jako je tomu u MRI) a mohou být použity k vytvoření 3D obrazu při zachování diagnostického obrazového řešení. Mezi klinické aplikace patří CT angiografie (např. Pro hodnocení plicní embolie) a kardiovaskularizace (například koronární angiografie, hodnocení koronárních arterií). Elektronický paprsek CT, jiný typ rychlého CT, může být také použit k vyhodnocení koronárního zpevnění tepny.

CT skenování lze provádět s kontrastem nebo bez kontrastu. Kontrastní CT sken může detekovat akutní krvácení (které se jeví jasně bílé) a charakterizovat zlomeniny kostí. Kontrast CT používá IV nebo ústní kontrast, nebo obojí. Kontrast IV, podobný jako u jednoduchých rentgenových paprsků, se používá k zobrazení nádorů, infekcí, zánětů a poranění měkkých tkání a ke stanovení stavu cévního systému, jako v případech podezření na plicní embolii, aneuryzma aorty nebo aortální disekce. Vylučování kontrastu ledvinami umožňuje vyhodnotit močový systém. Informace o kontrastních reakcích a jejich interpretaci.

Orální kontrast se používá k zobrazení břišní oblasti; pomáhá oddělit střevní strukturu od ostatních. Standardní orální kontrast - kontrast založený na jódu barnatém, může být použit při podezření na perforaci střeva (například v případě poranění); nízký osmolarní kontrast by měl být použit, pokud je riziko aspirace vysoké.

Při použití CT je důležitá otázka radiační expozice. Radiační dávka z běžného abdominálního CT je 200 až 300 krát vyšší než dávka radiace přijatá s typickým rentgenem hrudní oblasti. CT je dnes nejčastějším zdrojem umělé expozice pro většinu populace a představuje více než 2/3 celkové lékařské expozice. Tento stupeň vystavení člověka radiaci není triviální, odhaduje se, že riziko expozice dětí, které jsou dnes vystaveny ozáření z CT, po celou dobu jejich života je mnohem vyšší než stupeň expozice dospělých. Proto je třeba pečlivě zvážit potřebu CT vyšetření s ohledem na možné riziko pro každého jednotlivého pacienta.

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

Multispirální počítačová tomografie

Spirální počítačová tomografie s víceřádkovým detektorem (multispirální počítačová tomografie)

Počítačové tomografy s víceřádkovým detektorem patří k nejnovější generaci skenerů. Naproti rentgenové trubce není jeden, ale několik řad detektorů. To umožňuje výrazně zkrátit dobu studie a zlepšit kontrastní rozlišení, což umožňuje například jasnější vizualizaci kontrastních cév. Řady detektorů osy Z naproti rentgenové trubici mají různou šířku: vnější řada je širší než vnitřní. To poskytuje nejlepší podmínky pro rekonstrukci obrazu po sběru dat.

[5], [6], [7]

Srovnání tradiční a spirální výpočetní tomografie

S tradiční počítačovou tomografií, série po sobě jdoucích stejně rozložených obrazů jsou získány přes specifickou část těla, například, břišní dutina nebo hlava. Povinná krátká pauza po každém řezu pro přesun stolu s pacientem do další předem určené polohy. Přednastaveny jsou tloušťka a překrytí / mezery mezi řezy. Nezpracovaná data pro každou úroveň se ukládají samostatně. Krátká pauza mezi řezy umožňuje pacientovi, který je při vědomí, aby se nadechl a tím se vyhnul hrubým dýchacím artefaktům v obraze. Studie však může trvat několik minut v závislosti na oblasti skenování a velikosti pacienta. Je nutné zvolit správný čas pro získání obrazu po započetí / v zavedení COP, což je zvláště důležité pro hodnocení perfuzních účinků. Výpočetní tomografie je metodou volby pro získání plnohodnotného dvourozměrného axiálního obrazu těla bez rušení vytvořeného uložením kostní tkáně a / nebo vzduchu, jak je tomu u běžného rentgenového snímku.

Při spirální výpočetní tomografii s jednořádkovým a víceřádkovým uspořádáním detektorů (MSCT) jsou údaje o výzkumu pacienta shromažďovány průběžně v průběhu tabulky postupující uvnitř portálu. Rentgenová trubice pak popisuje trajektorii šroubu kolem pacienta. Posunutí stolu je koordinováno s časem potřebným pro rotaci 360 ° trubice (stoupání šroubovice) - sběr dat pokračuje nepřetržitě v plném rozsahu. Taková moderní technika významně zlepšuje tomografii, protože respirační artefakty a přerušení neovlivňují jeden soubor dat tak významně jako u tradiční počítačové tomografie. Jediná surová databáze se používá pro obnovu řezů různých tlouštěk a různých intervalů. Částečné překrývání úseků zlepšuje možnosti rekonstrukce.

Sběr dat ve studii celé břišní dutiny trvá 1 - 2 minuty: 2 nebo 3 spirály, každá trvá 10-20 sekund. Časový limit je způsoben schopností pacienta zadržet dech a potřebou chladit rentgenovou trubici. Pro opětovné vytvoření obrázku je zapotřebí více času. Při hodnocení funkce ledvin je po injekci kontrastní látky vyžadována krátká pauza, aby se čekalo na vylučování kontrastní látky.

Další důležitou výhodou spirální metody je schopnost identifikovat patologické útvary menší než je tloušťka řezu. Malé metastázy v játrech mohou být vynechány, pokud v důsledku nerovnoměrné hloubky dýchání pacienta nespadnou během skenování do sekce. Metastázy jsou dobře identifikovány ze surových dat spirálové metody při regeneraci řezů získaných uložením řezů.

[8]

Prostorové rozlišení

Obnovení obrazu je založeno na rozdílech v kontrastu jednotlivých struktur. Na základě toho je vytvořena obrazová matice zobrazovací plochy 512 x 512 nebo více obrazových prvků (pixelů). Pixely se zobrazují na obrazovce monitoru jako oblasti s různými odstíny šedé v závislosti na jejich koeficientu útlumu. Ve skutečnosti to nejsou ani čtverce, ale kostky (voxely = objemové prvky), které mají délku podél osy těla, podle tloušťky řezu.

Kvalita obrazu se zvyšuje s redukcí voxelů, ale to platí pouze pro prostorové rozlišení, další ředění řezu snižuje poměr signálu k šumu. Další nevýhodou tenkých řezů je zvýšení dávky pacienta. Malé voxely se stejnými rozměry ve všech třech rozměrech (izotropní voxel) však nabízejí významné výhody: multiplanární rekonstrukce (MPR) v koronálních, sagitálních nebo jiných projekcích je zobrazena na snímku bez stupňovitého obrysu). Použití voxelů různých velikostí (anizotropních voxelů) pro MPR vede k tomu, že vzhled rekonstruovaného obrazu je viditelný. Může být například obtížné vyloučit zlomeninu.

[9], [10],

Spirálové stoupání

Rozteč šroubovice charakterizuje stupeň pohybu stolu v mm na rotaci a tloušťku řezu. Pomalý postup tabulky tvoří komprimovanou spirálu. Zrychlení pohybu stolu bez změny tloušťky řezu nebo rychlosti otáčení vytváří mezeru mezi řezy na výsledné spirále.

Rozteč spirály se nejčastěji chápe jako poměr posunutí (zásobování) tabulky s obratem portálu, vyjádřeného v mm, ke kolimaci, vyjádřený také v mm.

Protože rozměry (mm) v čitateli a jmenovateli jsou vyvážené, stoupání šroubovice je bezrozměrné množství. Pro MSCT pro t. Volumetrická spirálová rozteč se obvykle bere jako poměr posuvu tabulky k jednotlivému řezu a ne k celé sadě řezů podél osy Z. Pro příklad, který byl použit výše, je objemová spirálová rozteč 16 (24 mm / 1,5 mm). Existuje však tendence vrátit se k první definici stoupání šroubovice.

Nové skenery poskytují možnost zvolit kraniokaudální (osa Z) rozšíření studijní oblasti podle topogramu. Také doba obratu trubice, kolimace řezu (tenký nebo tlustý řez) a doba testu (zadržení dechu) se upraví podle potřeby. Software, například SureView, počítá odpovídající stoupání šroubovice, obvykle nastavující 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. Sekce o síle 5 až 8 mm plně odpovídají standardnímu vyšetření břišní dutiny. Přesná lokalizace drobných fragmentů zlomenin kostí nebo stanovení jemných plicních změn vyžadují použití tenkých řezů (od 0,5 do 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 divergenci tvaru paprsku záření z rentgenové trubice na kolimátor. Velikost otvoru kolimátoru řídí průchod paprsků, které dopadají na detektory za pacientem v širokém nebo úzkém proudu. Zúžení paprsku záření může zlepšit prostorové rozlišení podél osy pacienta. Kolimátor může být umístěn nejen bezprostředně na výstupu z trubice, ale také přímo před detektory, tj. „Za“ pacientem, pokud je pozorován ze strany zdroje rentgenového záření.

Systém závislý na kolimátoru s jednou řadou detektorů za pacientem (jeden řez) může provádět řezy 10 mm, 8 mm, tloušťky 5 mm nebo dokonce 1 mm. CT sken s velmi tenkými průřezy je označován jako „CT CT s vysokým rozlišením“ (VRKT). Pokud je tloušťka řezu menší než milimetr, říkají o „Ultra High Resolution CT“ (SVRKT). SURCT, který se používá ke studiu pyramidy temporální kosti s řezy o tloušťce 0,5 mm, odhaluje jemné linie zlomenin procházející základnou lebky nebo sluchovými kostkami v bubínkové dutině. Pro játra se používá vysoce kontrastní rozlišení pro detekci metastáz a jsou zapotřebí řezy o něco větší tloušťky.

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

Detekce

Další vývoj spirálové technologie s jedním řezem vedl k zavedení multislice (multislice) techniky, ve které se nepoužívá jeden, ale několik řad detektorů, které jsou umístěny kolmo k ose Z naproti zdroji rentgenového záření. To umožňuje současně sbírat data z několika sekcí.

Kvůli divergenci ve tvaru ventilátoru by rad detektorů měl mít různé šířky. Uspořádání detektorů spočívá v tom, že šířka detektorů se zvětšuje od středu k okraji, což umožňuje měnit tloušťku a počet získaných úseků.

Například studii s 16 řezy lze provést pomocí 16 tenkých řezů s vysokým rozlišením (pro Siemens Sensation 16 je to 16 x 0,75 mm technika) nebo 16 částí s dvojnásobnou tloušťkou. Pro ileo-femorální CT angiografii je výhodné získat objemový řez v jednom cyklu podél osy Z. Současně je šířka kolimace 16 x 1,5 mm.

Vývoj CT skenerů nekončil 16 řezy. Sběr dat lze urychlit pomocí skenerů s 32 a 64 řadami detektorů. Tendence ke snížení tloušťky řezů však vede ke zvýšení radiační dávky pacienta, což vyžaduje další a již proveditelná opatření ke snížení účinků záření.

Ve studii jater a slinivky břišní mnoho odborníků upřednostňuje snížení tloušťky řezů z 10 na 3 mm, aby se zlepšila ostrost obrazu. To však zvyšuje úroveň rušení přibližně o 80%. Aby se tak zachovala kvalita obrazu, je třeba buď dodatečně přidat proudovou sílu na trubici, tj. Zvýšit proudovou sílu (mA) o 80%, nebo zvýšit dobu skenování (produkt se zvyšuje o mAs).

[16], [17]

Algoritmus rekonstrukce obrazu

Spirální počítačová tomografie má další výhodu: v procesu restaurování obrazu není většina dat ve skutečnosti měřena v určitém řezu. Namísto toho měření prováděná mimo tento řez interpolují s většinou hodnot v blízkosti řezu a stávají se daty přiřazenými tomuto řezu. Jinými slovy: výsledky zpracování dat v blízkosti řezu jsou důležitější pro rekonstrukci obrazu určité sekce.

Z toho vyplývá zajímavý jev. Dávka pacienta (v mGr) je definována jako mAs na rotaci děleno stoupáním šroubovice a dávka na snímek je ekvivalentní mAs na rotaci bez uvažování stoupání šroubovice. Pokud je například nastaveno nastavení 150 mA na otáčku s roztečí 1,5, pak dávka pacienta je 100 mAs a dávka na snímek je 150 mAs. Použití technologie spirály proto může zlepšit rozlišení kontrastu volbou vysoké hodnoty mAs. V tomto případě je možné zvýšit kontrast obrazu, rozlišení tkáně (jas obrazu) snížením tloušťky řezu a vybrat takový krok a délku intervalu šroubovice, aby se dávka pacienta snížila! Lze tak získat velký počet řezů bez zvýšení dávky nebo zatížení rentgenové trubice.

Tato technologie je obzvláště důležitá při převodu přijatých dat na 2-rozměrné (sagitální, křivočaré, koronální) nebo trojrozměrné rekonstrukce.

Naměřená data z detektorů jsou předávána profilovým profilem do elektronické části detektoru jako elektrické signály odpovídající skutečnému útlumu rentgenového záření. Elektrické signály jsou digitalizovány a poté odeslány do video procesoru. V této fázi rekonstrukce obrazu se používá „dopravníková“ metoda, zahrnující předzpracování, filtraci a reverzní inženýrství.

Předzpracování zahrnuje všechny opravy provedené pro přípravu získaných dat pro obnovu obrazu. Například korekce tmavého proudu, výstupního signálu, kalibrace, korekce stopy, zvýšení tuhosti záření atd. Tyto opravy se provádějí za účelem snížení variability provozu trubice a detektorů.

Filtrování používá záporné hodnoty k opravě rozostření obrazu, které je vlastní reverznímu inženýrství. Pokud se například skenuje válcový vodní fantom, který je znovu vytvořen bez filtrace, jeho okraje budou velmi vágní. Co se stane, když se osm profilů útlumu navzájem překrývá, aby se obraz obnovil? Protože část válce je měřena dvěma kombinovanými profily, namísto skutečného válce je získán obraz ve tvaru hvězdy. Zadáním záporných hodnot mimo kladnou složku útlumových profilů je možné dosáhnout toho, že okraje tohoto válce se stanou čirými.

Reverse engineering redistribuuje minimalizovaná data skenování do 2-rozměrné obrazové matice, zobrazující přerušené řezy. To se provádí profilem podle profilu, dokud není dokončen proces znovuvytvoření obrazu. Matice obrazu může být reprezentována jako šachovnice, ale sestávat z 512 x 512 nebo 1024 x 1024 elementů, obvykle nazvaný “pixely”. Jako výsledek reverzního inženýrství, každý pixel přesně odpovídá dané hustotě, který na obrazovce monitoru má různé odstíny šedé, od světla k tmavý. Čím jasnější část obrazovky, tím vyšší je hustota tkáně uvnitř pixelu (například kostní struktury).

[18], [19]

Vliv napětí (kV)

Když je studovaná anatomická oblast charakterizována vysokou absorpční kapacitou (např. CT hlavy, ramenního pletence, hrudní nebo bederní páteře, pánve nebo jen plného pacienta), doporučuje se použít zvýšené hodnoty napětí nebo místo toho vyšší hodnoty mA. Při volbě vysokého napětí na rentgenové trubici zvyšujete tuhost rentgenového záření. Proto je rentgenové záření mnohem snazší proniknout do anatomické oblasti s vysokou absorpční kapacitou. Pozitivní stránkou tohoto procesu je snížení složek nízkoenergetického záření, které absorbují tkáně pacienta, aniž by to ovlivnilo získávání obrazu. Může být vhodné použít nižší napětí pro zkoumání dětí a sledování bolusu KB než ve standardních instalacích.

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

Proud trubek (mAs)

Proud měřený v miliampér-sekundách (mAc) také ovlivňuje expoziční dávku pacienta. Pro většího pacienta, aby získal obraz vysoké kvality, je nutné zvýšit sílu proudu trubice. Korpulentní pacient tak dostává větší dávku záření než například dítě s znatelně menšími tělesnými velikostmi.

Oblasti s kostními strukturami, které více absorbují a šíří záření, jako je ramenní pletenec a pánev, potřebují více proudu trubek než například krk, břišní dutina tenké osoby nebo nohy. Tato závislost se aktivně využívá při radiační ochraně.

Doba skenování

Měla by být zvolena nejkratší doba skenování, zejména při zkoumání břišní dutiny a hrudníku, kde zkracování srdce a střevní peristaltika může zhoršit kvalitu obrazu. Kvalita CT vyšetření se také zlepšuje, protože se snižuje pravděpodobnost nedobrovolných pohybů pacienta. Na druhou stranu může být nutné skenovat déle, aby bylo možné shromáždit dostatek dat a maximalizovat prostorové rozlišení. Někdy je volba prodloužené doby skenování s poklesem proudu záměrně použita k prodloužení životnosti rentgenové trubice.

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

3D rekonstrukce

Vzhledem k tomu, že objem dat pro celou oblast těla pacienta je zachycen během spirální tomografie, výrazně se zlepšila vizualizace zlomenin a cév. Použít několik různých metod trojrozměrné rekonstrukce:

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

Projekce maximální intenzity (projekce maximální intenzity), MIP

MIP je matematická metoda, kterou jsou hyperintenzivní voxely extrahovány z dvojrozměrného nebo trojrozměrného souboru dat. Voxely jsou vybrány ze sady dat získaných jódem v různých úhlech a poté promítány jako dvourozměrné obrazy. Trojrozměrný efekt je dosažen změnou úhlu projekce malým krokem a poté vizualizací rekonstruovaného obrazu v rychlém sledu (tj. V režimu dynamického prohlížení). Tato metoda se často používá ve studiích krevních cév s vylepšením kontrastu.

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

Multiplanární rekonstrukce, MPR

Tato technika umožňuje rekonstruovat obraz v jakékoli projekci, ať už koronální, sagitální nebo křivočaré. MPR je cenným nástrojem při diagnostice zlomenin a ortopedii. Například tradiční axiální řezy neposkytují vždy úplné informace o zlomeninách. Nejslabší zlomenina bez vytěsnění fragmentů a rušení kortikální destičky může být účinněji detekována pomocí MPR.

[41], [42]

Trojrozměrná rekonstrukce stínovaných povrchů (Surface Shaded Display), SSD

Tato metoda obnovuje povrch orgánu nebo kosti definovaný nad danou prahovou hodnotou v jednotkách Hounsfield. Výběr úhlu obrazu, stejně jako umístění hypotetického světelného zdroje, je klíčovým faktorem pro dosažení optimální rekonstrukce (počítač vypočítává a odstraňuje stínové oblasti z obrazu). Fraktura distální části radiální kosti, ukázaná MPR, je jasně viditelná na povrchu kosti.

Trojrozměrná SSD se také používá při plánování chirurgického zákroku, jako v případě traumatické zlomeniny páteře. Změnou úhlu obrazu je snadné detekovat kompresní zlomeninu hrudní páteře a vyhodnotit stav meziobratlových otvorů. Ty mohou být prozkoumány v několika různých projekcích. Na sagitální MND je viditelný fragment kosti, který je přemístěn do páteřního kanálu.

Základní pravidla pro čtení vypočítaných tomogramů

• Anatomická orientace

Obraz na monitoru není pouze dvourozměrným zobrazením anatomických struktur, obsahuje údaje o průměrném množství rentgenové absorpce tkání, reprezentované maticí sestávající z 512 x 512 prvků (pixelů). Řez má určitou tloušťku (d _S ) a je součtem kubických prvků (voxelů) stejné velikosti, kombinovaných do matice. Tato technická funkce je základem efektu soukromého objemu, který je vysvětlen níže. Výsledné obrazy jsou obvykle pohled zdola (z kaudální strany). Pravá strana pacienta je tedy na obrázku vlevo a naopak. Například, játra lokalizovaná v pravé polovině břišní dutiny je reprezentována na levé straně obrazu. A orgány vlevo, jako je žaludek a slezina, jsou viditelné na obrázku vpravo. Přední povrch těla, v tomto případě představovaný přední abdominální stěnou, je definován v horní části obrazu a zadní povrch s páteří je definován níže. Stejný princip zobrazování je používán v tradiční radiografii.

• Vliv soukromého objemu

Samotný radiolog sám nastavuje tloušťku řezu (d _S ). Pro vyšetření hrudní a břišní dutiny se obvykle volí 8–10 mm a 2–5 mm pro lebku, páteř, oběžné dráhy a pyramidy temporálních kostí. Proto struktury mohou zabírat celou tloušťku řezu nebo pouze jeho část. Intenzita barev voxelu na stupnici šedé závisí na průměrném koeficientu útlumu pro všechny jeho složky. Pokud má struktura stejný tvar v celé tloušťce řezu, bude vypadat jasně vymezeno, jako v případě abdominální aorty a nižší duté žíly.

Vliv soukromého objemu nastane, když struktura nezabírá celou tloušťku řezu. Pokud například sekce obsahuje pouze část těla obratle a část disku, pak se jejich obrysy jeví jako fuzzy. To samé se pozoruje, když se orgán zužuje uvnitř řezu. To je důvodem špatné definice pólů ledvin, obrysů žlučníku a močového měchýře.

• Rozdíl mezi uzlovými a trubkovými strukturami

Je důležité být schopen rozlišit zvětšené a patologicky změněné LN od cév a svalů zachycených v průřezu. To může být velmi obtížné udělat pouze v jedné sekci, protože tyto struktury mají stejnou hustotu (a stejný odstín šedé). Proto je třeba vždy analyzovat přilehlé sekce umístěné kraniálně a kaudálně. Po určení, kolik úseků je tato struktura viditelná, lze řešit dilema, ať už vidíme zvětšený uzel nebo více či méně dlouhou trubicovou strukturu: lymfatická uzlina bude detekována pouze v jedné nebo dvou sekcích a není viditelná v sousedních. Aorta, nižší vena cava a sval, například bederně-kyčelní, jsou viditelné v celé sérii kranio-kaudálních obrazů.

Pokud existuje podezření na zvětšenou nodulární formaci v jedné sekci, pak by měl lékař okamžitě přirovnat sousední sekce, aby jasně určil, zda je tato „tvorba“ jednoduše průřezem cév nebo svalů. Tato taktika je také dobrá v tom, že dává příležitost rychle vytvořit efekt soukromého objemu.

• Denzitometrie (měření hustoty tkání)

Není-li například známo, zda tekutina, která se nachází v pleurální dutině, je výpotek nebo krev, měření její hustoty usnadňuje diferenciální diagnostiku. Podobně může být denzitometrie aplikována na fokální léze v jaterním nebo ledvinovém parenchymu. Nedoporučuje se však učinit závěr založený na posouzení jediného voxelu, protože taková měření nejsou příliš spolehlivá. Pro větší spolehlivost by měla být „oblast zájmu“ rozšířena o několik voxelů v ohniskové formaci, určité struktuře nebo objemu tekutiny. Počítač vypočítá průměrnou hustotu a směrodatnou odchylku.

Měli byste být obzvláště opatrní, abyste nezmeškali artefakty zvýšené radiační rigidity nebo účinky soukromého objemu. Pokud se tvorba nerozšiřuje na celou tloušťku řezu, pak měření hustoty zahrnuje struktury sousedící s ní. Hustota vzdělání bude měřena správně pouze tehdy, když vyplní celou tloušťku řezu (d _S ). V tomto případě je pravděpodobnější, že měření ovlivní spíše samotné vzdělávání než sousední struktury. Pokud je ds větší než průměr formace, například zaostření malé velikosti, povede to k projevu účinku určitého objemu na jakékoli úrovni skenování.

• Hustota hustoty různých typů tkáně

Moderní přístroje jsou schopny pokrýt 4096 odstínů šedé stupnice, které představují různé úrovně hustoty v jednotkách Hounsfield (HU). Hustota vody byla libovolně braná jako 0 HU a vzduch jako 1000 HU. Displej monitoru může zobrazit maximálně 256 odstínů šedé. Lidské oko je však schopno rozlišit pouze asi 20. Vzhledem k tomu, že spektrum hustot lidské tkáně přesahuje širší než tyto poměrně úzké rámce, 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 studovaných tkání. Světlo, kvůli zvýšené vzdušnosti, je lepší prozkoumat v okně s nastavením nízké HU, zatímco u kostní tkáně by měla být úroveň okna významně zvýšena. Kontrast obrazu závisí na šířce okna: zúžené okno je více kontrastní, protože 20 odstínů šedé pokrývá pouze malou část stupnice hustoty.

Je důležité poznamenat, že úroveň hustoty téměř všech parenchymálních orgánů leží v úzkých hranicích mezi 10 a 90 HU. Výjimky jsou jednoduché, proto, jak je uvedeno výše, je nutné nastavit speciální parametry okna. Pokud jde o krvácení, je třeba vzít v úvahu, že úroveň hustoty nově koagulované krve je o 30 HU vyšší než u čerstvé krve. Pak úroveň hustoty opět klesá v oblastech starého krvácení a v zónách lýzy krevních sraženin. Exudát s obsahem proteinu vyšším než 30 g / l není snadné odlišit od transudátu (s obsahem proteinu pod 30 g / l) se standardním nastavením okna. Kromě toho je třeba poznamenat, že vysoký stupeň shody hustot, například v lymfatických uzlinách, slezině, svalech a slinivce břišní, znemožňuje stanovení příslušnosti tkáně pouze na základě odhadu hustoty.

Závěrem je třeba poznamenat, že obvyklé hodnoty hustoty tkání jsou také individuální pro různé osoby a mění se pod vlivem kontrastních látek v cirkulující krvi a v orgánu. Tento aspekt má zvláštní význam pro studium genitourinárního systému a týká se zavedení CV. Kontrastní látka se zároveň rychle vylučuje ledvinami, což vede ke zvýšení hustoty renálního parenchymu během skenování. Tento účinek lze použít k posouzení funkce ledvin.

• Dokumentace studia v různých oknech

Když je snímek přijat, musíte dokument zdokumentovat a snímek přenést (vytvořit kopii). Například při posuzování stavu mediastina a měkkých tkání hrudníku je vytvořeno okno, takže svaly a tuková tkáň jsou jasně vizualizovány odstíny šedé. Používá měkké tkané okno se středem na 50 HU a šířkou 350 HU. Výsledkem je, že tkaniny s hustotou od -125 HU (50-350 / 2) do +225 HU (50 + 350/2) jsou znázorněny šedě. Všechny látky s hustotou nižší než -125 HU, jako jsou plíce, vypadají černě. Tkaniny s hustotou nad +225 HU jsou bílé a jejich vnitřní struktura není diferencovaná.

Pokud je třeba vyšetřit plicní parenchymu, například když jsou uzliny vyloučeny, měl by být střed okna zmenšen na -200 HU a šířka by měla být zvýšena (2000 HU). Při použití tohoto okna (plicní okno) jsou struktury plic s nízkou hustotou lépe diferencované.

Pro dosažení maximálního kontrastu mezi šedou a bílou hmotou mozku je třeba zvolit speciální mozkové okno. Protože hustoty šedé a bílé hmoty se mírně liší, okno měkké tkáně by mělo být velmi úzké (80 - 100 HU) a vysoce kontrastní a jeho střed by měl být uprostřed hodnot hustoty mozkové tkáně (35 HU). U takových zařízení je nemožné zkoumat kosti lebky, protože všechny struktury hustší než 75-85 HU jsou bílé. Proto by měl být střed a šířka kostního okna významně vyšší - přibližně +300 HU a 1500 HU. Metastázy v týlní kosti jsou vizualizovány pouze při použití kosti. Ale ne mozkové okno. Na druhé straně, mozek je téměř neviditelný v kostním okně, takže malé metastázy v mozkové látce budou neviditelné. Tyto technické detaily musíme vždy pamatovat, protože na filmu ve většině případů nepřenášejte snímky ve všech oknech. Lékař provádějící studii se dívá na obrazy na obrazovce ve všech oknech, aby nezmeškal důležité známky patologie.

[43], [44], [45]