Комп'ютерна томографія: традиційна, спіральна

Комп'ютерна томографія – це особливий тип рентгенівського дослідження, який виконується шляхом непрямого вимірювання ослаблення рентгенівських променів з різних позицій, визначених навколо пацієнта, що обстежується. По суті, все, що нам відомо:

• що виходить з рентгенівської трубки,
• що досягає детектора та
• яке розташування рентгенівської трубки та детектора в кожній позиції.

Все інше випливає з цієї інформації. Більшість КТ-зрізів орієнтовані вертикально відносно осі тіла. Зазвичай їх називають аксіальними або поперечними зрізами. Для кожного зрізу рентгенівська трубка обертається навколо пацієнта, товщина зрізу підбирається заздалегідь. Більшість КТ-сканерів працюють за принципом постійного обертання з віялоподібною розбіжністю променів. У цьому випадку рентгенівська трубка та детектор жорстко пов'язані, і їх обертальні рухи навколо сканованої області відбуваються одночасно з випромінюванням та захопленням рентгенівських променів. Таким чином, рентгенівські промені, проходячи через пацієнта, досягають детекторів, розташованих на протилежному боці. Віялоподібна розбіжність виникає в діапазоні від 40° до 60°, залежно від конструкції приладу, і визначається кутом, що починається від фокальної плями рентгенівської трубки та розширюється у вигляді сектора до зовнішніх меж ряду детекторів. Зазвичай зображення формується з кожним поворотом на 360°, отриманих даних для цього достатньо. Під час сканування коефіцієнти ослаблення вимірюються в багатьох точках, формуючи профіль ослаблення. Фактично, профілі ослаблення – це не що інше, як набір сигналів, отриманих з усіх каналів детектора під заданим кутом системи трубка-детектор. Сучасні комп'ютерні томографи здатні передавати та збирати дані приблизно з 1400 позицій системи детектор-трубка по колу 360°, або приблизно 4 позиції на градус. Кожен профіль ослаблення включає вимірювання з 1500 каналів детектора, тобто приблизно 30 каналів на градус, припускаючи кут розбіжності променя 50°. На початку обстеження, коли стіл пацієнта рухається з постійною швидкістю в гантрі, отримується цифрова рентгенограма («сканограма» або «топограма»), на якій пізніше можна спланувати необхідні зрізи. Для КТ-обстеження хребта або голови гантрі повертається на потрібний кут, тим самим досягаючи оптимальної орієнтації зрізів).

Комп'ютерна томографія використовує складні показники рентгенівського датчика, який обертається навколо пацієнта, для створення великої кількості різних зображень з різною глибиною (томограм), які оцифровуються та перетворюються на зображення поперечного перерізу. КТ надає 2- та 3-вимірну інформацію, яку неможливо отримати за допомогою звичайних рентгенівських знімків та з набагато вищою контрастною роздільною здатністю. В результаті КТ стала новим стандартом візуалізації більшості внутрішньочерепних, головно-шийних, внутрішньогрудних та внутрішньочеревних структур.

Ранні комп'ютерні томографи використовували лише один рентгенівський датчик, і пацієнт рухався через сканер поступово, зупиняючись для кожного зображення. Цей метод був значною мірою замінений спіральною КТ: пацієнт безперервно рухається через сканер, який обертається та безперервно знімає зображення. Спіральна КТ значно скорочує час візуалізації та зменшує товщину пластини. Використання сканерів з кількома датчиками (4-64 ряди рентгенівських датчиків) ще більше скорочує час візуалізації та дозволяє отримувати пластини товщиною менше 1 мм.

Завдяки такій великій кількості відображаних даних зображення можна реконструювати майже з будь-якого кута (як це робиться в МРТ) і використовувати для побудови тривимірних зображень, зберігаючи при цьому діагностичне рішення для візуалізації. Клінічні застосування включають КТ-ангіографію (наприклад, для оцінки тромбоемболії легеневої артерії) та візуалізацію серця (наприклад, коронарну ангіографію, оцінку зміцнення коронарних артерій). Електронно-променева КТ, ще один тип швидкої КТ, також може використовуватися для оцінки зміцнення коронарних артерій.

КТ-сканування можна проводити з контрастом або без нього. КТ без контрасту може виявити гостру кровотечу (яка виглядає яскраво-білою) та охарактеризувати переломи кісток. При контрастній КТ використовується внутрішньовенне або пероральне введення контрасту, або обидва. Внутрішньовенне введення контрасту, подібне до того, що використовується при звичайній рентгенографії, використовується для візуалізації пухлин, інфекцій, запалень та пошкоджень м’яких тканин, а також для оцінки судинної системи, як-от у випадках підозри на тромбоемболію легеневої артерії, аневризму аорти або розшарування аорти. Ниркове виведення контрасту дозволяє оцінити стан сечостатевої системи. Інформацію про реакції на контраст та їх інтерпретацію див.:

Для візуалізації черевної порожнини використовується пероральний контраст; це допомагає відокремити структури кишечника від навколишніх структур. Стандартний пероральний контраст, йодид барію, можна використовувати при підозрі на перфорацію кишечника (наприклад, внаслідок травми); низькоосмолярний контраст слід використовувати, коли ризик аспірації високий.

Радіаційне опромінення є важливим питанням при використанні КТ. Доза опромінення від звичайної КТ черевної порожнини у 200-300 разів вища, ніж доза опромінення, отримана від типової рентгенографії грудної клітки. КТ зараз є найпоширенішим джерелом штучного опромінення для більшості населення та становить понад дві третини загального медичного опромінення. Цей ступінь опромінення людини не є тривіальним; ризик опромінення протягом життя для дітей, які зазнають впливу КТ-випромінювання сьогодні, оцінюється набагато вищим, ніж у дорослих. Тому необхідність КТ-обстеження повинна бути ретельно зважена з потенційним ризиком для кожного окремого пацієнта.

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

Багатошарова комп'ютерна томографія

Багатодетекторна спіральна комп'ютерна томографія (багатошарова комп'ютерна томографія)

Багаторядні детекторні КТ-сканери – це сканери останнього покоління. Навпроти рентгенівської трубки розташований не один, а кілька рядів детекторів. Це дозволяє значно скоротити час обстеження та покращити роздільну здатність контрасту, що дозволяє, наприклад, чіткіше візуалізувати контрастовані кровоносні судини. Ряди детекторів по осі Z навпроти рентгенівської трубки мають різну ширину: зовнішній ряд ширший за внутрішній. Це забезпечує кращі умови для реконструкції зображення після збору даних.

[ 5 ], [ 6 ], [ 7 ]

Порівняння традиційної та спіральної комп'ютерної томографії

Звичайна КТ-сканування отримує серію послідовних, рівномірно розташованих зображень певної частини тіла, такої як живіт або голова. Після кожного зрізу потрібна коротка пауза, щоб перемістити стіл із пацієнтом до наступного заздалегідь визначеного положення. Товщина та інтервал перекриття/міжзрізової відстані визначені заздалегідь. Необроблені дані для кожного рівня зберігаються окремо. Коротка пауза між зрізами дозволяє пацієнту, який перебуває у свідомості, зробити вдих, тим самим уникаючи грубих дихальних артефактів на зображенні. Однак обстеження може тривати кілька хвилин, залежно від області сканування та розміру пацієнта. Важливо правильно розрахувати час отримання зображення після внутрішньовенного комп'ютерного дослідження (КС), що особливо важливо для оцінки перфузійних ефектів. КТ є методом вибору для отримання повного двовимірного аксіального зображення тіла без впливу кісток та/або повітря, як це видно на звичайних рентгенограмах.

У спіральній комп'ютерній томографії з однорядним та багаторядним розташуванням детекторів (МСКТ) збір даних обстеження пацієнта відбувається безперервно під час просування столу в гентрі. Рентгенівська трубка описує гвинтову траєкторію навколо пацієнта. Переміщення столу узгоджується з часом, необхідним для повороту трубки на 360° (крок спіралі) - збір даних продовжується безперервно в повному обсязі. Така сучасна методика значно покращує томографію, оскільки артефакти дихання та шум не впливають на єдиний набір даних так суттєво, як у традиційній комп'ютерній томографії. Для реконструкції зрізів різної товщини та різних інтервалів використовується єдина база необроблених даних. Часткове перекриття зрізів покращує можливості реконструкції.

Збір даних для повного сканування черевної порожнини займає 1-2 хвилини: 2 або 3 спіральні обертання, кожна тривалістю від 10 до 20 секунд. Обмеження часу зумовлене здатністю пацієнта затримувати дихання та необхідністю охолодження рентгенівської трубки. Для реконструкції зображення потрібен деякий додатковий час. Під час оцінки функції нирок після введення контрастної речовини потрібна коротка пауза, щоб дати змогу контрастній речовині вивестися.

Ще однією важливою перевагою спірального методу є можливість виявлення патологічних утворень, менших за товщину зрізу. Невеликі метастази в печінці можуть бути пропущені, якщо вони не потрапляють у зріз через нерівномірну глибину дихання пацієнта під час сканування. Метастази легко виявляються за необробленими даними спірального методу під час реконструкції зрізів, отриманих з перекриттям зрізів.

[ 8 ]

Просторова роздільна здатність

Реконструкція зображення базується на відмінностях у контрастності окремих структур. На цій основі створюється матриця зображення області візуалізації розміром 512 x 512 або більше елементів зображення (пікселів). Пікселі відображаються на екрані монітора як області різних відтінків сірого залежно від їх коефіцієнта ослаблення. Фактично, це навіть не квадрати, а куби (вокселі = об'ємні елементи), що мають довжину вздовж осі тіла, що відповідає товщині зрізу.

Якість зображення покращується при зменшенні вокселів, але це стосується лише просторової роздільної здатності; подальше стоншення зрізу зменшує співвідношення сигнал/шум. Ще одним недоліком тонких зрізів є збільшення дози опромінення пацієнта. Однак малі воксели з однаковими розмірами у всіх трьох вимірах (ізотропний воксель) пропонують значні переваги: багатоплощинна реконструкція (МПР) у корональній, сагітальній або інших проекціях представлена на зображенні без ступінчастого контуру. Використання вокселів нерівних розмірів (анізотропних вокселів) для МПР призводить до появи нерівностей на реконструйованому зображенні. Наприклад, може бути важко виключити перелом.

[ 9 ], [ 10 ]

Спіральний крок

Крок спіралі характеризує ступінь переміщення столу в мм за оберт та товщину різу. Повільний рух столу утворює стиснуту спіраль. Прискорення руху столу без зміни товщини різу або швидкості обертання створює простір між різами на результуючій спіралі.

Найчастіше під кроком спіралі розуміють відношення переміщення (подачі) столу під час обертання порталу, виражене в мм, до колімації, також вираженої в мм.

Оскільки розміри (мм) у чисельнику та знаменнику збалансовані, крок спіралі є безрозмірною величиною. Для MSCT так званий об'ємний крок спіралі зазвичай приймається як відношення подачі столу до одного зрізу, а не до загальної кількості зрізів вздовж осі Z. Для наведеного вище прикладу об'ємний крок спіралі становить 16 (24 мм / 1,5 мм). Однак існує тенденція повертатися до першого визначення кроку спіралі.

Нові сканери пропонують можливість вибору краніокаудального (по осі Z) розширення досліджуваної області на топограмі. Також за потреби коригуються час обертання трубки, колімація зрізу (тонкий або товстий зріз) та час дослідження (інтервал затримки дихання). Програмне забезпечення, таке як SureView, розраховує відповідний крок спіралі, зазвичай встановлюючи значення від 0,5 до 2,0.

[ 11 ], [ 12 ]

Колімація зрізу: Роздільна здатність вздовж осі Z

Роздільну здатність зображення (уздовж осі Z або осі тіла пацієнта) також можна адаптувати до конкретного діагностичного завдання за допомогою колімації. Зрізи товщиною від 5 до 8 мм повністю відповідають стандартному обстеженню черевної порожнини. Однак точна локалізація дрібних фрагментів переломів кісток або оцінка незначних змін у легенях вимагають використання тонких зрізів (від 0,5 до 2 мм). Що визначає товщину зрізу?

Термін колімація визначається як отримання тонкого або товстого зрізу вздовж поздовжньої осі тіла пацієнта (вісь Z). Лікар може обмежити віялоподібне розходження променя випромінювання від рентгенівської трубки за допомогою коліматора. Розмір отвору коліматора регулює проходження променів, що потрапляють на детектори позаду пацієнта в широкому або вузькому потоці. Звуження променя випромінювання покращує просторову роздільну здатність вздовж осі Z пацієнта. Коліматор може бути розташований не тільки безпосередньо на виході з трубки, але й безпосередньо перед детекторами, тобто «позаду» пацієнта, якщо дивитися з боку джерела рентгенівського випромінювання.

Система, що залежить від апертури коліматора, з одним рядом детекторів позаду пацієнта (один зріз), може створювати зрізи розміром 10 мм, 8 мм, 5 мм або навіть 1 мм. КТ-сканування з дуже тонкими зрізами називається «КТ високої роздільної здатності» (КТВР). Якщо товщина зрізу менше міліметра, її називають «КТ надвисокої роздільної здатності» (КТУРВР). КТВР, що використовується для дослідження кам'янистої кістки зі зрізами приблизно 0,5 мм, виявляє тонкі лінії переломів, що проходять через основу черепа або слухові кісточки в барабанній порожнині. Для печінки для виявлення метастазів використовується висока контрастність, що вимагає зрізів дещо більшої товщини.

[ 13 ], [ 14 ], [ 15 ]

Схеми розміщення детекторів

Подальший розвиток технології однозрізової спіральної хроматографії призвів до впровадження багатозрізової (багатоспіральної) методики, в якій використовується не один, а кілька рядів детекторів, розташованих перпендикулярно до осі Z навпроти джерела рентгенівського випромінювання. Це дає можливість одночасно збирати дані з кількох зрізів.

Через віялоподібну розбіжність випромінювання ряди детекторів повинні мати різну ширину. Схема розташування детекторів така, що ширина детекторів збільшується від центру до краю, що дозволяє варіювати комбінації товщини та кількості одержуваних зрізів.

Наприклад, 16-зрізове дослідження можна виконати з 16 тонкими зрізами високої роздільної здатності (для Siemens Sensation 16 це техніка 16 x 0,75 мм) або з 16 зрізами вдвічі більшої товщини. Для клубово-стегнової КТ-ангіографії бажано отримувати об'ємний зріз за один цикл вздовж осі Z. У цьому випадку ширина колімації становить 16 x 1,5 мм.

Розвиток комп'ютерних томографів не завершився на 16 зрізах. Збір даних можна прискорити, використовуючи сканери з 32 та 64 рядами детекторів. Однак тенденція до тонших зрізів призводить до вищих доз опромінення для пацієнта, що вимагає додаткових і вже здійсненних заходів щодо зменшення радіаційного навантаження.

Під час дослідження печінки та підшлункової залози багато спеціалістів надають перевагу зменшенню товщини зрізу з 10 до 3 мм для покращення чіткості зображення. Однак це збільшує рівень шуму приблизно на 80%. Тому, щоб зберегти якість зображення, необхідно або додатково збільшити силу струму на трубці, тобто збільшити силу струму (мА) на 80%, або збільшити час сканування (добуток мАс збільшується).

[ 16 ], [ 17 ]

Алгоритм реконструкції зображення

Спіральна КТ має додаткову перевагу: під час процесу реконструкції зображення більшість даних фактично не вимірюється в певному зрізі. Натомість вимірювання поза цим зрізом інтерполюються з більшістю значень поблизу зрізу та стають даними, специфічними для зрізу. Іншими словами: результати обробки даних поблизу зрізу є більш важливими для реконструкції зображення певної ділянки.

З цього випливає цікаве явище. Доза на пацієнта (у мГр) визначається як мАс на оберт, поділена на крок спіралі, а доза на зображення дорівнює мАс на оберт без урахування кроку спіралі. Якщо, наприклад, налаштування становлять 150 мАс на оберт з кроком спіралі 1,5, то доза на пацієнта становить 100 мАс, а доза на зображення – 150 мАс. Отже, використання спіральної технології може покращити роздільну здатність контрасту, вибравши високе значення мАс. Це дозволяє збільшити контрастність зображення, роздільну здатність тканин (чіткість зображення) шляхом зменшення товщини зрізу та вибрати крок та довжину інтервалу спіралі таким чином, щоб зменшити дозу на пацієнта! Таким чином, можна отримати велику кількість зрізів без збільшення дози або навантаження на рентгенівську трубку.

Ця технологія особливо важлива під час перетворення отриманих даних у двовимірні (сагітальні, криволінійні, корональні) або тривимірні реконструкції.

Дані вимірювань з детекторів передаються, профіль за профілем, до електроніки детектора у вигляді електричних сигналів, що відповідають фактичному ослабленню рентгенівських променів. Електричні сигнали оцифровуються, а потім надсилаються на відеопроцесор. На цьому етапі реконструкції зображення використовується «конвеєрний» метод, що складається з попередньої обробки, фільтрації та зворотного проектування.

Попередня обробка включає всі корекції, внесені для підготовки отриманих даних до реконструкції зображення. Наприклад, корекція темнового струму, корекція вихідного сигналу, калібрування, корекція треку, радіаційне зміцнення тощо. Ці корекції вносяться для зменшення варіацій у роботі трубки та детекторів.

Фільтрація використовує від'ємні значення для корекції розмиття зображення, властивого зворотному проектуванню. Якщо, наприклад, циліндричний водяний фантом сканувати та реконструювати без фільтрації, його краї будуть надзвичайно розмитими. Що станеться, якщо для реконструкції зображення накласти вісім профілів ослаблення? Оскільки деяка частина циліндра вимірюється двома накладеними профілями, замість справжнього циліндра отримується зображення у формі зірки. Вводячи від'ємні значення поза додатною складовою профілів ослаблення, краї цього циліндра стають різкими.

Зворотне проектування перерозподіляє згорнуті дані сканування у двовимірну матрицю зображення, відображаючи пошкоджені зрізи. Це робиться профіль за профілем, доки процес реконструкції зображення не буде завершено. Матрицю зображення можна уявити як шахову дошку, але вона складається з елементів розміром 512 x 512 або 1024 x 1024, які зазвичай називають «пікселями». Зворотне проектування призводить до того, що кожен піксель має точну щільність, яка на екрані монітора виглядає як різні відтінки сірого, від світлого до темного. Чим світліша ділянка екрана, тим вища щільність тканини всередині пікселя (наприклад, кісткових структур).

[ 18 ], [ 19 ]

Вплив напруги (кВ)

Коли досліджувана анатомічна область має високу поглинальну здатність (наприклад, КТ голови, плечового пояса, грудного або поперекового відділу хребта, тазу або просто пацієнт з ожирінням), доцільно використовувати вищу напругу або, як варіант, вищі значення мА. Вибираючи високу напругу на рентгенівській трубці, ви збільшуєте твердість рентгенівського випромінювання. Відповідно, рентгенівські промені набагато легше проникають в анатомічну область з високою поглинальною здатністю. Позитивною стороною цього процесу є те, що низькоенергетичні компоненти випромінювання, які поглинаються тканинами пацієнта, зменшуються без впливу на отримання зображення. Для обстеження дітей та під час відстеження болюсу KB може бути доцільним використовувати нижчу напругу, ніж у стандартних налаштуваннях.

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

Струм трубки (мАс)

Струм, що вимірюється в міліампер-секундах (мАс), також впливає на дозу опромінення, яку отримує пацієнт. Пацієнту великої ваги потрібен більший струм у трубці для отримання якісного зображення. Таким чином, пацієнт з більшою ожирістю отримує вищу дозу опромінення, ніж, наприклад, дитина зі значно меншим розміром тіла.

Ділянки з кістковими структурами, які більше поглинають і розсіюють випромінювання, такі як плечовий пояс і таз, потребують більшого струму трубки, ніж, наприклад, шия, живіт худорлявої людини або ноги. Ця залежність активно використовується в радіаційному захисті.

Час сканування

Слід вибирати найкоротший можливий час сканування, особливо в черевній порожнині та грудній клітці, де серцеві скорочення та перистальтика кишечника можуть погіршити якість зображення. Якість комп'ютерної томографії також покращується за рахунок зменшення ймовірності мимовільних рухів пацієнта. З іншого боку, для збору достатньої кількості даних та максимізації просторової роздільної здатності може знадобитися довший час сканування. Іноді вибір подовженого часу сканування зі зменшеним струмом використовується навмисно для продовження терміну служби рентгенівської трубки.

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

3D-реконструкція

Оскільки спіральна томографія збирає дані для всієї області тіла пацієнта, візуалізація переломів і кровоносних судин значно покращилася. Використовується кілька різних методів 3D-реконструкції:

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

Проекція максимальної інтенсивності (MIP)

MIP – це математичний метод, за допомогою якого гіперінтенсивні вокселі витягуються з набору 2D або 3D даних. Воксели вибираються з набору даних, отриманих під різними кутами, а потім проектуються як 2D-зображення. 3D-ефект досягається шляхом зміни кута проекції невеликими кроками, а потім візуалізації реконструйованого зображення у швидкій послідовності (тобто в режимі динамічного перегляду). Цей метод часто використовується в контрастній візуалізації кровоносних судин.

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

Багатоплощинна реконструкція (MPR)

Ця методика дозволяє реконструювати зображення в будь-якій проекції, будь то корональна, сагітальна чи криволінійна. МПР є цінним інструментом у діагностиці переломів та ортопедії. Наприклад, традиційні аксіальні зрізи не завжди дають повну інформацію про переломи. Дуже тонкий перелом без зміщення фрагментів та порушення кортикальної пластинки можна ефективніше виявити за допомогою МПР.

[ 41 ], [ 42 ]

Дисплей із затіненою поверхнею, SSD

Цей метод реконструює поверхню органу або кістки, визначену вище заданого порогу в одиницях Хаунсфілда. Вибір кута візуалізації, а також розташування гіпотетичного джерела світла є ключовим для отримання оптимальної реконструкції (комп'ютер обчислює та видаляє тіньові області із зображення). Поверхня кістки чітко показує перелом дистального відділу променевої кістки, продемонстрований за допомогою MPR.

3D SSD також використовується в хірургічному плануванні, як-от у випадку травматичного перелому хребта. Змінюючи кут зображення, легко виявити компресійний перелом грудного відділу хребта та оцінити стан міжхребцевих отворів. Останні можна дослідити в кількох різних проекціях. Сагітальна MPR показує кістковий фрагмент, який зміщений у спинномозковий канал.

Основні правила читання КТ-сканів

• Анатомічна орієнтація

Зображення на моніторі – це не просто двовимірне представлення анатомічних структур, а й містить дані про середнє поглинання тканинами рентгенівських променів, представлені матрицею з 512 x 512 елементів (пікселів). Зріз має певну товщину (dS ₎ і являє собою суму кубоподібних елементів (вокселів) однакового розміру, об'єднаних у матрицю. Ця технічна особливість є основою ефекту часткового об'єму, який пояснюється нижче. Отримані зображення зазвичай розглядаються знизу (з каудального боку). Тому права сторона пацієнта знаходиться на зображенні ліворуч і навпаки. Наприклад, печінка, розташована в правій половині черевної порожнини, представлена в лівій частині зображення. А органи, розташовані ліворуч, такі як шлунок і селезінка, видно на зображенні праворуч. Передня поверхня тіла, в цьому випадку представлена передньою черевною стінкою, визначається у верхній частині зображення, а задня поверхня з хребтом – внизу. Той самий принцип формування зображення використовується в звичайній рентгенографії.

• Ефекти часткового об'єму

_{Товщину зрізу ( dS} ) визначає рентгенолог. Для дослідження грудної та черевної порожнин зазвичай вибирають 8-10 мм, а для черепа, хребта, орбіт та пірамід скроневих кісток – 2-5 мм. Тому структури можуть займати всю товщину зрізу або лише його частину. Інтенсивність забарвлення вокселів на шкалі сірого залежить від середнього коефіцієнта ослаблення для всіх її компонентів. Якщо структура має однакову форму по всій товщині зрізу, вона виглядатиме чітко окресленою, як у випадку з черевною аортою та нижньою порожнистою веною.

Ефект часткового об'єму виникає, коли структура не займає всю товщину зрізу. Наприклад, якщо зріз включає лише частину тіла хребця та частину диска, їх контури нечіткі. Те саме спостерігається, коли орган звужується всередині зрізу. Це є причиною поганої чіткості полюсів нирки, контурів жовчного міхура та сечового міхура.

• Різниця між вузловими та трубчастими структурами

Важливо вміти розрізняти збільшені та патологічно змінені лімфатичні вузли від судин та м'язів, що входять до поперечного зрізу. Зробити це лише з одного зрізу може бути дуже складно, оскільки ці структури мають однакову щільність (і однаковий відтінок сірого). Тому завжди необхідно аналізувати сусідні зрізи, розташовані більш краніально та каудально. Вказуючи, у скількох зрізах видно дану структуру, можна вирішити дилему, чи бачимо ми збільшений вузол, чи більш-менш довгу трубчасту структуру: лімфатичний вузол буде визначатися лише в одному або двох зрізах і не буде візуалізуватися в сусідніх. Аорта, нижня порожниста вена та м'язи, такі як клубово-поперековий, видно по всій краніокаудальній серії зображень.

Якщо є підозра на збільшене вузлуватие утворення на одній ділянці, лікар повинен негайно порівняти сусідні ділянки, щоб чітко визначити, чи є це «утворення» просто посудиною чи м’язом на поперечному перерізі. Така тактика хороша ще й тим, що дозволяє швидко встановити ефект приватного об’єму.

• Денситометрія (вимірювання щільності тканин)

Якщо, наприклад, невідомо, чи є рідина, виявлена в плевральній порожнині, випотом чи кров’ю, вимірювання її щільності полегшує диференціальну діагностику. Аналогічно, денситометрію можна використовувати для діагностики вогнищевих уражень у паренхімі печінки або нирок. Однак не рекомендується робити висновок на основі оцінки одного вокселя, оскільки такі вимірювання не є дуже надійними. Для більшої надійності необхідно розширити «область інтересу», що складається з кількох вокселів у вогнищевому ураженні, будь-якій структурі або об’ємі рідини. Комп’ютер розраховує середню щільність та стандартне відхилення.

Слід бути особливо обережним, щоб не пропустити артефакти затвердіння або ефекти часткового об'єму. Якщо ураження не поширюється на всю товщину зрізу, вимірювання щільності включає сусідні структури. Щільність ураження буде виміряна правильно лише в тому випадку, якщо воно заповнює всю товщину зрізу (dS ₎. У цьому випадку більша ймовірність того, що вимірювання стосуватиметься самого ураження, а не сусідніх структур. Якщо dS більше за діаметр ураження, наприклад, невеликого ураження, це призведе до ефекту часткового об'єму на будь-якому рівні сканування.

• Рівні щільності різних типів тканин

Сучасні прилади здатні охоплювати 4096 відтінків сірої шкали, які представляють різні рівні щільності в одиницях Хаунсфілда (HU). Щільність води була умовно прийнята за 0 HU, а повітря за -1000 HU. Екран монітора може відображати максимум 256 відтінків сірого. Однак людське око може розрізнити лише близько 20. Оскільки спектр щільності тканин людини поширюється ширше, ніж ці досить вузькі межі, можна вибрати та налаштувати вікно зображення таким чином, щоб було видно лише тканини потрібного діапазону щільності.

Середній рівень щільності вікна слід встановити якомога ближче до рівня щільності досліджуваних тканин. Легеню, завдяки її підвищеній повітряності, найкраще досліджувати у вікні з низькими налаштуваннями HU, тоді як для кісткової тканини рівень вікна слід значно збільшити. Контрастність зображення залежить від ширини вікна: звужене вікно є більш контрастним, оскільки 20 відтінків сірого покривають лише невелику частину шкали щільності.

Важливо зазначити, що рівень щільності майже всіх паренхіматозних органів знаходиться у вузьких межах від 10 до 90 HU. Легені є винятком, тому, як згадувалося вище, необхідно встановити спеціальні параметри вікна. Щодо крововиливів, необхідно враховувати, що рівень щільності нещодавно згорнутої крові приблизно на 30 HU вищий, ніж у свіжої крові. Потім щільність знову падає в ділянках старого крововиливу та в ділянках лізису тромбу. Ексудат із вмістом білка понад 30 г/л нелегко відрізнити від транссудату (з вмістом білка нижче 30 г/л) за стандартних налаштувань вікна. Крім того, слід зазначити, що високий ступінь перекриття щільності, наприклад, у лімфатичних вузлах, селезінці, м'язах та підшлунковій залозі, унеможливлює встановлення ідентичності тканини лише на основі оцінки щільності.

На завершення слід зазначити, що нормальні значення щільності тканин також варіюються у різних людей та змінюються під впливом контрастних речовин у циркулюючій крові та в органі. Останній аспект має особливе значення для дослідження сечостатевої системи та стосується внутрішньовенного введення контрастних речовин. У цьому випадку контрастна речовина швидко починає виводитися нирками, що призводить до збільшення щільності ниркової паренхіми під час сканування. Цей ефект може бути використаний для оцінки функції нирок.

• Документування досліджень у різних вікнах

Після отримання зображення необхідно перенести його на плівку (зробити друковану копію) для документування обстеження. Наприклад, під час оцінки стану середостіння та м’яких тканин грудної клітки вікно встановлюється таким чином, щоб м’язи та жирова тканина чітко візуалізувалися у відтінках сірого. У цьому випадку використовується вікно м’яких тканин із центром 50 HU та шириною 350 HU. В результаті тканини з щільністю від -125 HU (50-350/2) до +225 HU (50+350/2) представлені сірим кольором. Усі тканини з щільністю нижче -125 HU, такі як легені, виглядають чорними. Тканини з щільністю вище +225 HU є білими, а їхня внутрішня структура не диференційована.

Якщо необхідно дослідити паренхіму легень, наприклад, при виключенні вузлуватих утворень, центр вікна слід зменшити до -200 HU, а ширину збільшити (2000 HU). При використанні цього вікна (легеневе вікно) краще диференціюються структури легень низької щільності.

Для досягнення максимального контрасту між сірою та білою речовиною мозку слід вибрати спеціальне мозкове вікно. Оскільки щільність сірої та білої речовини відрізняється лише незначно, вікно м'яких тканин має бути дуже вузьким (80 - 100 HU) та висококонтрастним, а його центр має знаходитися посередині значень щільності тканини мозку (35 HU). За таких налаштувань неможливо дослідити кістки черепа, оскільки всі структури щільніші за 75 - 85 HU виглядають білими. Тому центр та ширина кісткового вікна повинні бути значно вищими - приблизно + 300 HU та 1500 HU відповідно. Метастази в потиличній кістці візуалізуються лише при використанні кісткового вікна, але не мозкового. З іншого боку, мозок практично не видно в кістковому вікні, тому невеликі метастази в речовині мозку не будуть помітні. Ми завжди повинні пам'ятати про ці технічні деталі, оскільки в більшості випадків зображення у всіх вікнах не переносяться на плівку. Лікар, який проводить обстеження, переглядає зображення на екрані у всіх вікнах, щоб не пропустити важливі ознаки патології.

[ 43 ], [ 44 ], [ 45 ]