Tomografie computerizată: CT convențională, spirală

Tomografia computerizată este un tip special de examinare cu raze X care se efectuează prin măsurarea indirectă a atenuării sau slăbirii razelor X din diferite poziții definite în jurul pacientului examinat. În esență, tot ce știm este:

• ce iese din tubul de raze X,
• care ajunge la detector și
• Care este amplasarea tubului de raze X și a detectorului în fiecare poziție?

Toate celelalte decurg din aceste informații. Majoritatea secțiunilor CT sunt orientate vertical față de axa corpului. Acestea sunt de obicei numite secțiuni axiale sau transversale. Pentru fiecare secțiune, tubul de raze X se rotește în jurul pacientului, grosimea secțiunii fiind selectată în prealabil. Majoritatea scanerelor CT funcționează pe principiul rotației constante cu o divergență în formă de evantai a fasciculelor. În acest caz, tubul de raze X și detectorul sunt cuplate rigid, iar mișcările lor de rotație în jurul zonei scanate au loc simultan cu emisia și captarea razelor X. Astfel, razele X, care trec prin pacient, ajung la detectoarele situate pe partea opusă. Divergența în formă de evantai are loc în intervalul de la 40° la 60°, în funcție de designul dispozitivului, și este determinată de unghiul care pornește de la punctul focal al tubului de raze X și se extinde sub forma unui sector până la limitele exterioare ale rândului de detectoare. De obicei, se formează o imagine cu fiecare rotație de 360°, datele obținute fiind suficiente pentru aceasta. În timpul scanării, coeficienții de atenuare sunt măsurați în mai multe puncte, formând un profil de atenuare. De fapt, profilurile de atenuare nu sunt altceva decât un set de semnale primite de la toate canalele detectorului dintr-un unghi dat al sistemului tub-detector. Scanerele CT moderne sunt capabile să transmită și să colecteze date de la aproximativ 1400 de poziții ale sistemului tub-detector pe un cerc de 360°, sau aproximativ 4 poziții pe grad. Fiecare profil de atenuare include măsurători de la 1500 de canale detector, adică aproximativ 30 de canale pe grad, presupunând un unghi de divergență a fasciculului de 50°. La începutul examinării, pe măsură ce masa pacientului se mișcă cu o viteză constantă în gantry, se obține o radiografie digitală (o „scanogramă” sau „topogramă”), pe care se pot planifica ulterior secțiunile necesare. Pentru examinarea CT a coloanei vertebrale sau a capului, gantry-ul este rotit la unghiul dorit, realizându-se astfel orientarea optimă a secțiunilor.

Tomografia computerizată utilizează citiri complexe de la un senzor de raze X care se rotește în jurul pacientului pentru a produce un număr mare de imagini diferite specifice adâncimii (tomograme), care sunt digitalizate și convertite în imagini transversale. Tomografia computerizată oferă informații bidimensionale și tridimensionale care nu sunt posibile cu radiografiile simple și la o rezoluție de contrast mult mai mare. Drept urmare, tomografia computerizată a devenit noul standard pentru imagistica majorității structurilor intracraniene, ale capului și gâtului, intratoracice și intraabdominale.

Scanerele CT timpurii foloseau un singur senzor de raze X, iar pacientul se mișca prin scaner incremental, oprindu-se pentru fiecare imagine. Această metodă a fost în mare parte înlocuită de CT-ul elicoidal: pacientul se mișcă continuu prin scaner, care se rotește și preia imagini în mod continuu. CT-ul elicoidal reduce considerabil timpul de imagistică și reduce grosimea plăcii. Utilizarea scanerelor cu senzori multipli (4-64 de rânduri de senzori de raze X) reduce și mai mult timpul de imagistică și permite grosimi ale plăcii mai mici de 1 mm.

Cu atât de multe date afișate, imaginile pot fi reconstruite din aproape orice unghi (așa cum se face în RMN) și pot fi utilizate pentru a construi imagini tridimensionale, menținând în același timp o soluție de imagistică diagnostică. Aplicațiile clinice includ angiografia CT (de exemplu, pentru evaluarea emboliei pulmonare) și imagistica cardiacă (de exemplu, angiografia coronariană, evaluarea întăririi arterelor coronare). CT-ul cu fascicul de electroni, un alt tip de CT rapid, poate fi, de asemenea, utilizat pentru a evalua întărirea arterelor coronare.

Tomografia computerizată (CT) poate fi obținută cu sau fără substanță de contrast. CT-ul fără substanță de contrast poate detecta hemoragia acută (care apare în alb strălucitor) și poate caracteriza fracturile osoase. CT-ul cu substanță de contrast utilizează substanță de contrast intravenoasă sau orală, sau ambele. Substanța de contrast intravenoasă, similară cu cea utilizată în radiografiile simple, este utilizată pentru imagistica tumorilor, infecțiilor, inflamațiilor și leziunilor țesuturilor moi și pentru evaluarea sistemului vascular, ca în cazurile de suspiciune de embolie pulmonară, anevrism aortic sau disecție aortică. Excreția renală de substanță de contrast permite evaluarea sistemului genitourinar. Pentru informații despre reacțiile la substanța de contrast și interpretarea acestora, consultați:

Contrastul oral este utilizat pentru a imagistica zonei abdominale; acesta ajută la separarea structurii intestinale de structura înconjurătoare. Contrastul oral standard, iodură de bariu, poate fi utilizat atunci când se suspectează perforația intestinală (de exemplu, din cauza unui traumatism); contrastul osmolar scăzut trebuie utilizat atunci când riscul de aspirație este mare.

Expunerea la radiații este o problemă importantă atunci când se utilizează tomografia computerizată (CT). Doza de radiații provenită de la o tomografie computerizată abdominală de rutină este de 200 până la 300 de ori mai mare decât doza de radiații primită în urma unei radiografii toracice obișnuite. CT este acum cea mai comună sursă de radiații artificiale pentru majoritatea populației și reprezintă mai mult de două treimi din expunerea totală la radiații medicale. Acest grad de expunere umană nu este neglijabil; riscul de expunere la radiații pe parcursul vieții pentru copiii expuși la radiații CT astăzi este estimat a fi mult mai mare decât cel al adulților. Prin urmare, necesitatea examinării CT trebuie atent evaluată în raport cu riscul potențial pentru fiecare pacient în parte.

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

Tomografie computerizată multislice

Tomografie computerizată spiralată cu detector multiplu (tomografie computerizată multislice)

Scanerele CT cu detector cu rânduri multiple reprezintă cea mai recentă generație de scanere. În fața tubului de raze X nu există unul, ci mai multe rânduri de detectoare. Acest lucru permite o reducere semnificativă a timpului de examinare și o rezoluție îmbunătățită a contrastului, ceea ce permite, de exemplu, o vizualizare mai clară a vaselor de sânge cu contrast. Rândurile de detectoare pe axa Z, opuse tubului de raze X, au lățimi diferite: rândul exterior este mai lat decât cel interior. Acest lucru oferă condiții mai bune pentru reconstrucția imaginii după colectarea datelor.

[ 5 ], [ 6 ], [ 7 ]

Comparație între tomografia computerizată tradițională și cea spiralată

Scanările CT convenționale achiziționează o serie de imagini secvențiale, egal distanțate, printr-o anumită parte a corpului, cum ar fi abdomenul sau capul. O scurtă pauză după fiecare secțiune este necesară pentru a avansa masa împreună cu pacientul în următoarea poziție predeterminată. Grosimea și spațierea suprapunerii/intersecțiunilor sunt predeterminate. Datele brute pentru fiecare nivel sunt stocate separat. O scurtă pauză între secțiuni permite pacientului conștient să respire, evitând astfel artefactele respiratorii macroscopice din imagine. Cu toate acestea, examinarea poate dura câteva minute, în funcție de zona de scanare și de dimensiunea pacientului. Este important să se cronometreze achiziția imaginii după CS intravenoasă, ceea ce este deosebit de important pentru evaluarea efectelor perfuziei. CT este metoda de elecție pentru obținerea unei imagini axiale 2D complete a corpului, fără interferența osului și/sau a aerului, așa cum se vede pe radiografiile convenționale.

În tomografia computerizată spiralată cu aranjament de detectoare pe un singur rând și pe mai multe rânduri (MSCT), achiziția datelor de examinare a pacientului are loc continuu în timpul avansării mesei în gantry. Tubul de raze X descrie o traiectorie elicoidală în jurul pacientului. Avansarea mesei este coordonată cu timpul necesar pentru ca tubul să se rotească la 360° (pas spiralat) - achiziția datelor continuă continuu pe deplin. O astfel de tehnică modernă îmbunătățește semnificativ tomografia, deoarece artefactele respiratorii și zgomotul nu afectează setul individual de date la fel de semnificativ ca în tomografia computerizată tradițională. O singură bază de date brute este utilizată pentru a reconstrui secțiuni de diferite grosimi și intervale diferite. Suprapunerea parțială a secțiunilor îmbunătățește capacitățile de reconstrucție.

Colectarea datelor pentru o scanare abdominală completă durează 1 până la 2 minute: 2 sau 3 spirale, fiecare durând între 10 și 20 de secunde. Limita de timp se datorează capacității pacientului de a-și ține respirația și necesității de a răci tubul cu raze X. Este necesar un timp suplimentar pentru reconstrucția imaginii. La evaluarea funcției renale, este necesară o scurtă pauză după administrarea substanței de contrast pentru a permite excreția acesteia.

Un alt avantaj important al metodei spiralate este capacitatea de a detecta formațiuni patologice mai mici decât grosimea secțiunii. Metastazele hepatice mici pot fi omise dacă nu cad în secțiune din cauza adâncimii inegale a respirației pacientului în timpul scanării. Metastazele sunt ușor de detectat din datele brute ale metodei spiralate la reconstrucția secțiunilor obținute cu secțiuni suprapuse.

[ 8 ]

Rezoluție spațială

Reconstrucția imaginii se bazează pe diferențele de contrast ale structurilor individuale. Pe această bază, se creează o matrice de imagine a zonei de vizualizare de 512 x 512 sau mai multe elemente de imagine (pixeli). Pixelii apar pe ecranul monitorului ca zone cu diferite nuanțe de gri, în funcție de coeficientul lor de atenuare. De fapt, acestea nu sunt nici măcar pătrate, ci cuburi (voxeli = elemente volumetrice) care au o lungime de-a lungul axei corpului, corespunzătoare grosimii feliei.

Calitatea imaginii se îmbunătățește cu voxeli mai mici, dar acest lucru se aplică doar rezoluției spațiale; subțierea suplimentară a secțiunii reduce raportul semnal-zgomot. Un alt dezavantaj al secțiunilor subțiri este creșterea dozei de radiații la pacient. Cu toate acestea, voxelii mici cu dimensiuni egale în toate cele trei dimensiuni (voxel izotrop) oferă avantaje semnificative: reconstrucția multiplanară (MPR) în proiecții coronale, sagitale sau de altă natură este prezentată pe imagine fără un contur în trepte). Utilizarea voxelilor de dimensiuni inegale (voxeli anizotropi) pentru MPR duce la apariția unor zimțaturi în imaginea reconstruită. De exemplu, poate fi dificil să se excludă o fractură.

[ 9 ], [ 10 ]

Treaptă spiralată

Pasul spiralei caracterizează gradul de mișcare a mesei în mm per rotație și grosimea tăieturii. Mișcarea lentă a mesei formează o spirală comprimată. Accelerarea mișcării mesei fără a modifica grosimea tăieturii sau viteza de rotație creează spațiu între tăieturi pe spirala rezultată.

Cel mai adesea, pasul spiralat este înțeles ca raportul dintre mișcarea (avansul) mesei în timpul rotației portalului, exprimat în mm, și colimația, exprimată tot în mm.

Deoarece dimensiunile (mm) din numărător și numitor sunt echilibrate, pasul elicei este o mărime adimensională. Pentru MSCT, așa-numitul pas volumetric al elicei este de obicei considerat a fi raportul dintre avansul mesei și o singură felie, mai degrabă decât numărul total de felii de-a lungul axei Z. Pentru exemplul utilizat mai sus, pasul volumetric al elicei este de 16 (24 mm / 1,5 mm). Cu toate acestea, există o tendință de a reveni la prima definiție a pasului elicei.

Noile scanere oferă opțiunea de a selecta o extensie craniocaudala (axa Z) a zonei de studiu pe topogramă. De asemenea, timpul de rotație a tubului, colimația secțiunii (secțiune subțire sau groasă) și timpul de studiu (intervalul de ținere a respirației) sunt ajustate după cum este necesar. Software-uri precum SureView calculează pasul spiralat adecvat, setând de obicei valoarea între 0,5 și 2,0.

[ 11 ], [ 12 ]

Colimația secțiunii: Rezoluție de-a lungul axei Z

Rezoluția imaginii (de-a lungul axei Z sau a axei corpului pacientului) poate fi, de asemenea, adaptată sarcinii diagnostice specifice folosind colimația. Secțiunile cu grosimea de 5 până la 8 mm sunt pe deplin compatibile cu examinarea abdominală standard. Cu toate acestea, localizarea precisă a fragmentelor mici de fractură osoasă sau evaluarea modificărilor pulmonare subtile necesită utilizarea unor secțiuni subțiri (0,5 până la 2 mm). Ce determină grosimea secțiunii?

Termenul de colimație este definit ca obținerea unei secțiuni subțiri sau groase de-a lungul axei longitudinale a corpului pacientului (axa Z). Medicul poate limita divergența în formă de evantai a fasciculului de radiații din tubul de raze X cu ajutorul unui colimator. Dimensiunea deschiderii colimatorului reglează trecerea razelor care lovesc detectoarele din spatele pacientului într-un flux larg sau îngust. Îngustarea fasciculului de radiații îmbunătățește rezoluția spațială de-a lungul axei Z a pacientului. Colimatorul poate fi amplasat nu numai imediat la ieșirea din tub, ci și direct în fața detectoarelor, adică „în spatele” pacientului atunci când este privit din lateralul sursei de raze X.

Un sistem dependent de apertură a colimatorului, cu un rând de detectori în spatele pacientului (o singură secțiune), poate produce secțiuni de 10 mm, 8 mm, 5 mm sau chiar 1 mm. Scanarea CT cu secțiuni foarte subțiri se numește „CT de înaltă rezoluție” (HRCT). Dacă grosimea secțiunii este mai mică de un milimetru, se numește „CT de ultra-înaltă rezoluție” (UHRCT). UHRCT, utilizată pentru examinarea osului petros cu secțiuni de aproximativ 0,5 mm, dezvăluie linii fine de fractură care trec prin baza craniului sau oscioarele auditive din cavitatea timpanică. Pentru ficat, se utilizează o rezoluție de contrast ridicat pentru a detecta metastazele, necesitând secțiuni cu o grosime ceva mai mare.

[ 13 ], [ 14 ], [ 15 ]

Scheme de plasare a detectorilor

Dezvoltarea ulterioară a tehnologiei spirale cu o singură secțiune a condus la introducerea tehnicilor multi-slice (multi-spirală), care utilizează nu unul, ci mai multe rânduri de detectoare situate perpendicular pe axa Z, opusă sursei de raze X. Acest lucru face posibilă colectarea simultană a datelor din mai multe secțiuni.

Datorită divergenței în formă de evantai a radiației, rândurile de detectoare trebuie să aibă lățimi diferite. Schema de aranjare a detectorilor este astfel încât lățimea detectoarelor crește de la centru spre margine, ceea ce permite combinații variabile de grosimi și număr de felii obținute.

De exemplu, un studiu cu 16 secțiuni poate fi efectuat cu 16 secțiuni subțiri de înaltă rezoluție (pentru Siemens Sensation 16 aceasta este tehnica de 16 x 0,75 mm) sau cu 16 secțiuni de două ori mai grosime. Pentru angiografia CT iliofemurală, este de preferat să se obțină o secțiune de volum într-un singur ciclu de-a lungul axei Z. În acest caz, lățimea de colimație este de 16 x 1,5 mm.

Dezvoltarea scanerelor CT nu s-a încheiat cu 16 secțiuni. Colectarea datelor poate fi accelerată prin utilizarea scanerelor cu 32 și 64 de rânduri de detectori. Cu toate acestea, tendința către secțiuni mai subțiri duce la doze mai mari de radiații pentru pacient, ceea ce necesită măsuri suplimentare și deja fezabile pentru reducerea expunerii la radiații.

Atunci când examinează ficatul și pancreasul, mulți specialiști preferă să reducă grosimea secțiunii de la 10 la 3 mm pentru a îmbunătăți claritatea imaginii. Cu toate acestea, acest lucru crește nivelul de zgomot cu aproximativ 80%. Prin urmare, pentru a menține calitatea imaginii, este necesar fie să se crească suplimentar intensitatea curentului pe tub, adică să se crească intensitatea curentului (mA) cu 80%, fie să se crească timpul de scanare (produsul mAs crește).

[ 16 ], [ 17 ]

Algoritmul de reconstrucție a imaginii

Tomografia computerizată spiralată are un avantaj suplimentar: în timpul procesului de reconstrucție a imaginii, majoritatea datelor nu sunt măsurate efectiv într-o anumită secțiune. În schimb, măsurătorile din afara acelei secțiuni sunt interpolate cu majoritatea valorilor din apropierea secțiunii și devin date specifice secțiunii. Cu alte cuvinte: rezultatele procesării datelor din apropierea secțiunii sunt mai importante pentru reconstrucția imaginii unei anumite secțiuni.

Un fenomen interesant rezultă din aceasta. Doza pacientului (în mGy) este definită ca mAs pe rotație împărțit la pasul helixului, iar doza per imagine este egală cu mAs pe rotație fără a lua în considerare pasul helixului. Dacă, de exemplu, setările sunt de 150 mAs pe rotație cu un pas al helixului de 1,5, atunci doza pacientului este de 100 mAs, iar doza per imagine este de 150 mAs. Prin urmare, utilizarea tehnologiei elicoidale poate îmbunătăți rezoluția contrastului prin alegerea unei valori ridicate a mAs. Acest lucru face posibilă creșterea contrastului imaginii, a rezoluției țesuturilor (claritatea imaginii) prin scăderea grosimii secțiunii și selectarea unui pas și a unei lungimi a intervalului helixului astfel încât doza pacientului să fie redusă! Astfel, se poate obține un număr mare de secțiuni fără a crește doza sau sarcina asupra tubului de raze X.

Această tehnologie este deosebit de importantă atunci când se convertesc datele obținute în reconstrucții bidimensionale (sagitale, curbilinii, coronale) sau tridimensionale.

Datele de măsurare de la detectoare sunt transmise, profil cu profil, către electronica detectorului sub formă de semnale electrice corespunzătoare atenuării reale a razelor X. Semnalele electrice sunt digitalizate și apoi trimise către procesorul video. În această etapă a reconstrucției imaginii, se utilizează o metodă „pipeline”, constând în preprocesare, filtrare și inginerie inversă.

Preprocesarea include toate corecțiile efectuate pentru a pregăti datele achiziționate pentru reconstrucția imaginii. De exemplu, corecția curentului de întuneric, corecția semnalului de ieșire, calibrarea, corecția urmei, întărirea la radiații etc. Aceste corecții sunt efectuate pentru a reduce variațiile în funcționarea tubului și a detectorilor.

Filtrarea utilizează valori negative pentru a corecta estomparea imaginii inerentă ingineriei inverse. Dacă, de exemplu, o fantomă cilindrică de apă este scanată și reconstruită fără filtrare, marginile acesteia vor fi extrem de neclare. Ce se întâmplă când opt profile de atenuare sunt suprapuse pentru a reconstrui imaginea? Deoarece o porțiune a cilindrului este măsurată prin două profile suprapuse, se obține o imagine în formă de stea în loc de un cilindru real. Prin introducerea unor valori negative dincolo de componenta pozitivă a profilurilor de atenuare, marginile acestui cilindru devin ascuțite.

Ingineria inversă redistribuie datele de scanare convoluate într-o matrice de imagine bidimensională, afișând secțiunile corupte. Aceasta se face profil cu profil până când procesul de reconstrucție a imaginii este complet. Matricea de imagine poate fi considerată o tablă de șah, dar este alcătuită din elemente de 512 x 512 sau 1024 x 1024, numite în mod obișnuit „pixeli”. Ingineria inversă are ca rezultat faptul că fiecare pixel are o densitate exactă, care pe ecranul monitorului apare ca diferite nuanțe de gri, de la deschis la închis. Cu cât zona ecranului este mai deschisă, cu atât densitatea țesutului din interiorul pixelului este mai mare (de exemplu, structurile osoase).

[ 18 ], [ 19 ]

Efectul tensiunii (kV)

Când regiunea anatomică examinată are o capacitate mare de absorbție (de exemplu, tomografia computerizată a capului, centurii scapulare, coloanei vertebrale toracice sau lombare, pelvisului sau pur și simplu un pacient obez), este recomandabil să se utilizeze o tensiune mai mare sau, alternativ, valori mai mari ale mA. Prin selectarea unei tensiuni mari pe tubul de raze X, se crește duritatea radiației X. În consecință, razele X pătrund mult mai ușor în regiunea anatomică cu o capacitate mare de absorbție. Partea pozitivă a acestui proces este că componentele cu energie redusă ale radiației care sunt absorbite de țesuturile pacientului sunt reduse fără a afecta achiziția imaginii. Pentru examinarea copiilor și la urmărirea bolusului KB, poate fi recomandabil să se utilizeze o tensiune mai mică decât în setările standard.

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

Curentul tubului (mAs)

Curentul, măsurat în miliamperi secunde (mAs), afectează și doza de radiații primită de pacient. Un pacient mare necesită un curent mai mare în tub pentru a obține o imagine bună. Astfel, un pacient mai obez primește o doză de radiații mai mare decât, de exemplu, un copil cu o dimensiune corporală semnificativ mai mică.

Zonele cu structuri osoase care absorb și împrăștie mai mult radiațiile, cum ar fi centura scapulară și pelvisul, necesită un curent de tub mai mare decât, de exemplu, gâtul, abdomenul unei persoane slabe sau picioarele. Această dependență este utilizată activ în radioprotecție.

Timp de scanare

Trebuie selectat cel mai scurt timp de scanare posibil, în special în abdomen și torace, unde contracțiile cardiace și peristaltismul intestinal pot degrada calitatea imaginii. Calitatea imaginilor CT este, de asemenea, îmbunătățită prin reducerea probabilității mișcărilor involuntare ale pacientului. Pe de altă parte, pot fi necesari timpi de scanare mai lungi pentru a colecta suficiente date și a maximiza rezoluția spațială. Uneori, alegerea unor timpi de scanare extinși cu curent redus este utilizată în mod deliberat pentru a prelungi durata de viață a tubului de raze X.

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

Reconstrucție 3D

Deoarece tomografia spirală colectează date pentru o întreagă regiune a corpului pacientului, vizualizarea fracturilor și a vaselor de sânge s-a îmbunătățit semnificativ. Se utilizează mai multe tehnici diferite de reconstrucție 3D:

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

Proiecția Intensității Maxime (MIP)

MIP este o metodă matematică prin care voxelii hiperintensi sunt extrași dintr-un set de date 2D sau 3D. Voxelii sunt selectați dintr-un set de date achiziționate la unghiuri diferite și apoi proiectați ca imagini 2D. Efectul 3D se obține prin modificarea unghiului de proiecție în pași mici și apoi vizualizarea imaginii reconstruite în succesiune rapidă (adică, într-un mod de vizualizare dinamic). Această metodă este adesea utilizată în imagistica vaselor de sânge cu substanță de contrast.

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

Reconstrucție multiplanară (MPR)

Această tehnică face posibilă reconstrucția imaginilor în orice proiecție, fie ea coronală, sagitală sau curbilinie. Repertoriul multidimensional (MPR) este un instrument valoros în diagnosticarea fracturilor și în ortopedie. De exemplu, secțiunile axiale tradiționale nu oferă întotdeauna informații complete despre fracturi. O fractură foarte subțire, fără deplasarea fragmentelor și perturbarea plăcii corticale, poate fi detectată mai eficient folosind MPR.

[ 41 ], [ 42 ]

Afișaj umbrit la suprafață, SSD

Această metodă reconstruiește suprafața organului sau a osului definită peste un anumit prag în unități Hounsfield. Alegerea unghiului de imagistică, precum și amplasarea sursei de lumină ipotetice, sunt esențiale pentru obținerea unei reconstrucții optime (computerul calculează și elimină zonele de umbră din imagine). Suprafața osoasă prezintă clar fractura radiusului distal demonstrată prin MPR.

SSD 3D este utilizat și în planificarea chirurgicală, ca în cazul unei fracturi traumatice a coloanei vertebrale. Prin modificarea unghiului imaginii, este ușor să se detecteze o fractură prin compresie a coloanei toracice și să se evalueze starea foramenelor intervertebrale. Acestea din urmă pot fi examinate în mai multe proiecții diferite. MPR sagitală arată un fragment osos care este deplasat în canalul spinal.

Reguli de bază pentru citirea scanărilor CT

• Orientare anatomică

Imaginea de pe monitor nu este doar o reprezentare bidimensională a structurilor anatomice, ci conține date despre absorbția medie a razelor X în țesuturi, reprezentată de o matrice de 512 x 512 elemente (pixeli). Secțiunea are o anumită grosime (dS ₎ și este suma elementelor cuboide (voxeli) de aceeași dimensiune, combinate într-o matrice. Această caracteristică tehnică stă la baza efectului de volum parțial, explicat mai jos. Imaginile obținute sunt de obicei vizualizate de jos (din partea caudală). Prin urmare, partea dreaptă a pacientului este în stânga în imagine și invers. De exemplu, ficatul, situat în jumătatea dreaptă a cavității abdominale, este reprezentat în partea stângă a imaginii. Iar organele situate în stânga, cum ar fi stomacul și splina, sunt vizibile în imaginea din dreapta. Suprafața anterioară a corpului, reprezentată în acest caz de peretele abdominal anterior, este definită în partea superioară a imaginii, iar suprafața posterioară cu coloana vertebrală este în partea inferioară. Același principiu de formare a imaginii este utilizat în radiografia convențională.

• Efecte de volum parțial

Radiologul determină grosimea secțiunii (dS ₎. Pentru examinarea cavităților toracice și abdominale se selectează de obicei 8-10 mm, iar pentru craniu, coloană vertebrală, orbite și piramide ale oaselor temporale - 2-5 mm. Prin urmare, structurile pot ocupa întreaga grosime a secțiunii sau doar o parte din aceasta. Intensitatea colorării voxelului pe scara de gri depinde de coeficientul mediu de atenuare pentru toate componentele sale. Dacă structura are aceeași formă pe toată grosimea secțiunii, aceasta va apărea clar conturată, ca în cazul aortei abdominale și al venei cave inferioare.

Efectul de volum parțial apare atunci când structura nu ocupă întreaga grosime a secțiunii. De exemplu, dacă secțiunea include doar o parte din corpul vertebral și o parte din disc, contururile acestora sunt neclare. Același lucru se observă și atunci când organul se îngustează în interiorul secțiunii. Acesta este motivul pentru claritatea slabă a polilor renali, a contururilor vezicii biliare și a vezicii urinare.

• Diferența dintre structurile nodulare și cele tubulare

Este important să se poată distinge ganglionii limfatici măriți și alterați patologic de vasele și mușchii incluși în secțiunea transversală. Poate fi foarte dificil să se facă acest lucru dintr-o singură secțiune, deoarece aceste structuri au aceeași densitate (și aceeași nuanță de gri). Prin urmare, este întotdeauna necesar să se analizeze secțiunile adiacente situate mai cranial și caudal. Specificând în câte secțiuni este vizibilă o anumită structură, este posibil să se rezolve dilema dacă vedem un ganglion mărit sau o structură tubulară mai mult sau mai puțin lungă: ganglionul limfatic va fi determinat doar într-una sau două secțiuni și nu va fi vizualizat în cele adiacente. Aorta, vena cavă inferioară și mușchii, cum ar fi cel iliaco-lombar, sunt vizibili pe toată seria de imagini craniocaudale.

Dacă există suspiciunea unei formațiuni nodulare mărite pe o secțiune, medicul trebuie să compare imediat secțiunile adiacente pentru a determina clar dacă această „formațiune” este pur și simplu un vas sau un mușchi în secțiune transversală. Această tactică este bună și pentru că permite stabilirea rapidă a efectului unui volum privat.

• Densitometrie (măsurarea densității țesuturilor)

Dacă nu se știe, de exemplu, dacă lichidul găsit în cavitatea pleurală este revărsat sau sânge, măsurarea densității acesteia facilitează diagnosticul diferențial. În mod similar, densitometria poate fi utilizată pentru leziunile focale din parenchimul hepatic sau renal. Cu toate acestea, nu se recomandă tragerea unei concluzii pe baza evaluării unui singur voxel, deoarece astfel de măsurători nu sunt foarte fiabile. Pentru o fiabilitate mai mare, este necesară extinderea „regiunii de interes” constând din mai mulți voxeli dintr-o leziune focală, orice structură sau volum de fluid. Calculatorul calculează densitatea medie și abaterea standard.

Trebuie acordată o atenție deosebită pentru a nu trece cu vederea artefactele de întărire sau efectele de volum parțial. Dacă o leziune nu se extinde pe întreaga grosime a secțiunii, măsurarea densității include structurile adiacente. Densitatea unei leziuni va fi măsurată corect numai dacă aceasta umple întreaga grosime a secțiunii (dS ₎. În acest caz, este mai probabil ca măsurarea să implice leziunea în sine, mai degrabă decât structurile adiacente. Dacă dS este mai mare decât diametrul leziunii, cum ar fi o leziune mică, acest lucru va duce la un efect de volum parțial la orice nivel de scanare.

• Nivelurile de densitate ale diferitelor tipuri de țesături

Dispozitivele moderne sunt capabile să acopere 4096 de nuanțe de gri, care reprezintă diferite niveluri de densitate în unități Hounsfield (HU). Densitatea apei a fost considerată arbitrar 0 HU, iar cea a aerului -1000 HU. Un ecran de monitor poate afișa maximum 256 de nuanțe de gri. Cu toate acestea, ochiul uman poate distinge doar aproximativ 20. Deoarece spectrul densităților țesuturilor umane se extinde mai mult decât aceste limite destul de înguste, este posibil să selectați și să ajustați fereastra imaginii astfel încât să fie vizibile doar țesuturile din intervalul de densitate dorit.

Nivelul mediu al densității ferestrei trebuie setat cât mai aproape posibil de nivelul densității țesuturilor examinate. Plămânul, datorită aerisirii sale crescute, este cel mai bine examinat într-o fereastră cu setări HU scăzute, în timp ce pentru țesutul osos nivelul ferestrei trebuie crescut semnificativ. Contrastul imaginii depinde de lățimea ferestrei: o fereastră îngustă este mai contrastantă, deoarece 20 de nuanțe de gri acoperă doar o mică parte a scalei densității.

Este important de menționat că nivelul densității aproape tuturor organelor parenchimatoase se situează în limitele înguste dintre 10 și 90 HU. Plămânii reprezintă o excepție, așa că, așa cum s-a menționat mai sus, trebuie stabiliți parametri speciali ai ferestrei. În ceea ce privește hemoragiile, trebuie ținut cont de faptul că nivelul densității sângelui recent coagulat este cu aproximativ 30 HU mai mare decât cel al sângelui proaspăt. Densitatea scade apoi din nou în zonele cu hemoragie veche și în zonele cu liză a trombului. Exudatul cu un conținut proteic mai mare de 30 g/L nu se distinge ușor de transudat (cu un conținut proteic sub 30 g/L) cu setări standard ale ferestrei. În plus, trebuie spus că gradul ridicat de suprapunere a densității, de exemplu în ganglionii limfatici, splină, mușchi și pancreas, face imposibilă stabilirea identității țesutului doar pe baza evaluării densității.

În concluzie, trebuie menționat că valorile normale ale densității țesuturilor variază, de asemenea, între indivizi și se modifică sub influența agenților de contrast din sângele circulant și din organ. Ultimul aspect este de o importanță deosebită pentru studiul sistemului genitourinar și se referă la administrarea intravenoasă a agenților de contrast. În acest caz, agentul de contrast începe rapid să fie excretat de rinichi, ceea ce duce la o creștere a densității parenchimului renal în timpul scanării. Acest efect poate fi utilizat pentru evaluarea funcției renale.

• Documentarea cercetării în diferite ferestre

Odată ce imaginea este obținută, este necesar să se transfere imaginea pe film (se realizează o copie fizică) pentru a documenta examinarea. De exemplu, atunci când se evaluează starea mediastinului și a țesuturilor moi ale toracelui, se setează o fereastră astfel încât mușchii și țesutul adipos să fie vizualizate clar în nuanțe de gri. În acest caz, se utilizează o fereastră pentru țesuturile moi cu un centru de 50 HU și o lățime de 350 HU. Drept urmare, țesuturile cu o densitate de la -125 HU (50-350/2) până la +225 HU (50+350/2) sunt reprezentate în gri. Toate țesuturile cu o densitate mai mică de -125 HU, cum ar fi plămânul, apar negre. Țesuturile cu o densitate mai mare de +225 HU sunt albe, iar structura lor internă nu este diferențiată.

Dacă este necesar să se examineze parenchimul pulmonar, de exemplu, când se exclud formațiunile nodulare, centrul ferestrei trebuie redus la -200 HU, iar lățimea trebuie crescută (2000 HU). Atunci când se utilizează această fereastră (fereastră pulmonară), structurile pulmonare cu densitate mică sunt mai bine diferențiate.

Pentru a obține un contrast maxim între substanța cenușie și cea albă a creierului, trebuie selectată o fereastră cerebrală specială. Deoarece densitățile substanței cenușii și albe diferă doar puțin, fereastra țesuturilor moi ar trebui să fie foarte îngustă (80 - 100 HU) și cu contrast ridicat, iar centrul acesteia ar trebui să fie la mijlocul valorilor densității țesutului cerebral (35 HU). Cu astfel de setări, este imposibil să se examineze oasele craniului, deoarece toate structurile mai dense de 75 - 85 HU apar albe. Prin urmare, centrul și lățimea ferestrei osoase ar trebui să fie semnificativ mai mari - aproximativ + 300 HU și, respectiv, 1500 HU. Metastazele din osul occipital sunt vizualizate numai atunci când se utilizează o fereastră osoasă, dar nu și o fereastră cerebrală. Pe de altă parte, creierul este practic invizibil în fereastra osoasă, astfel încât metastazele mici din materia cerebrală nu vor fi observabile. Ar trebui să ne amintim întotdeauna aceste detalii tehnice, deoarece în majoritatea cazurilor imaginile din toate ferestrele nu sunt transferate pe film. Medicul care efectuează examinarea vizualizează imaginile pe ecran în toate ferestrele pentru a nu rata semne importante de patologie.

[ 43 ], [ 44 ], [ 45 ]