Комп'ютерна томографія: традиційна, спіральна

Комп'ютерна томографія - це особливий вид рентгенологічного дослідження, яке проводиться за допомогою непрямого вимірювання ослаблення або загасання, рентгенівських променів з різних положень, визначених навколо обстежуваного пацієнта. По суті, все, що ми знаємо, це:

• що залишає рентгенівську трубку,
• що досягає детектора і
• яке місце рентгенівської трубки і детектора в кожному положенні.

Все інше випливає з цієї інформації. Більшість КТ-перетинів орієнтовані вертикально по відношенню до осі тіла. Вони зазвичай називаються аксіальним або поперечними зрізами. Для кожного зрізу рентгенівська трубка повертається навколо пацієнта, товщина зрізу вибирається заздалегідь. Більшість КТ-сканерів працюють за принципом постійного обертання з віялоподібним розбіжністю променів. При цьому рентгенівська трубка і детектор жорстко спарені, а їх ротаційні руху навколо області, що сканується відбуваються одночасно з випусканням і улавливанием рентгенівського випромінювання. Таким чином, рентгенівські промені, проходячи через пацієнта, доходять до детекторів, розташованих на протилежному боці. Веерообразное розбіжність відбувається в діапазоні від 40 ° до 60 °, в залежності від пристрою апарату, і визначається кутом, що починається від фокусної плями рентгенівської трубки і розширюється у вигляді сектора до зовнішніх кордонів ряду детекторів. Зазвичай зображення формується при кожному обороті в 360 °, отриманих даних виявляється для цього достатньо. У процесі сканування в багатьох точках вимірюють коефіцієнти ослаблення, формуючи профайл загасання. Насправді профайли загасання являють собою не що інше, як набір отриманих сигналів від всіх каналів детекторів з даного кута системи трубка-детектор. Сучасні КТ-сканери здатні випромінювати і збирати дані приблизно з 1400 положень системи детектор-трубка на окружності 360 °, або близько 4 положень в градусі. Кожен профайл ослаблення включає в себе вимірювання від 1500 каналів детекторів, т. Е. Приблизно 30 каналів в градусі, за умови кута розбіжності променя 50 °. На початку дослідження, при просуванні столу пацієнта з постійною швидкістю всередину гентрі, отримують цифрову рентгенограму ( «сканограмму» або «Топограма»), на якій в подальшому можуть бути розплановані необхідні зрізи. При КТ-дослідженні хребта або голови гентрі повертають під потрібним кутом, тим самим домагаючись оптимальної орієнтації перетинів).

Комп'ютерна томографія використовує комплексні показання датчика рентгена, який обертається навколо пацієнта з метою отримання великої кількості різноманітних зображень певної глибини (томограми), які перетворюються на цифрову форму і перетворюються в перехресні зображення. КТ забезпечує 2- і 3-мірну інформацію, яку неможливо одержати за допомогою простого рентгена і за допомогою набагато більш висококонтрастного дозволу. В результаті КТ стала новим стандартом для відображення більшої частини внутрішньочерепних, головних і шийних, внутрішньогрудних і внутрішньочеревних структур.

Ранні зразки сканерів КТ використовували тільки один датчик рентгена, і пацієнт проходив через сканер з приростом, зупиняючись для кожного знімка. Цей метод був в значній мірі замінено гвинтовий КТ: пацієнт безперервно переміщується через сканер, який безперервно обертається і робить знімки. Гвинтові КТ в великій мірі скорочує час відображення і зменшує товщину пластини. Використання сканерів з численними датчиками (4-64 рядів датчиків рентгена) далі зменшує час відображення і забезпечує товщину пластини менше 1 мм.

З такою кількістю відображених даних зображення можуть бути відновлені в майже будь-якому ракурсі (як це робиться в МРТ) і можуть використовуватися для побудови 3-мірних знімків при підтримці діагностичного рішення зображення. Клінічне застосування включає ангіографію КТ (наприклад, для оцінки легеневої емболії) і кардіоотоб-ражения (наприклад, коронарна ангіографія, оцінка коронарного затвердіння артерії). Електронно-променева КТ, інший тип швидкої КТ, може також використовуватися для оцінки коронарного затвердіння артерії.

Знімки КТ можуть бути отримані з / або без контрасту. Неконтрастная КТ може виявляти гостре крововилив (яке здається яскраво-білим) і характеризувати переломи кістки. Контрастна КТ використовує IV або усний контраст, або обидва. IV контраст, подібний використовуваному в простому рентгені, застосовується для відображення пухлин, інфекції, запалення і травм в м'яких тканинах і для оцінки стану судинної системи, як у випадках підозри на легеневу емболію, аортальну аневризму або аортального розсічення. Виділення контрасту через нирки дозволяє дати оцінку сечостатевої системи. Для отримання інформації про контрастних реакціях і їх трактуванні.

Оральний контраст використовується для відображення черевної області; це допомагає відокремлювати кишкову структуру від оточуючих. Стандартний усний контраст - контраст на основі баріумного йоду, може використовуватися в тому випадку, коли є підозра на кишкову перфорацію (наприклад, при травмі); низький осмолярності контраст повинен використовуватися, коли високий ризик аспірації.

Вплив радіації - важливе питання при використанні КТ. Променева доза від звичайної черевної КТ в 200- 300 раз вище, ніж доза радіації, отримана при типовому рентгені грудної області. КТ сьогодні є найбільш поширеним джерелом штучного опромінення для більшої частини населення і становить понад 2/3 сукупного медичного опромінення. Цей ступінь схильності людини опроміненню - не тривіальне, ризик опромінення дітей, сьогодні відчувають вплив радіації КТ, за всю їх життя, згідно з підрахунками, буде набагато вище, ніж ступінь опромінення дорослих. Тому необхідність експертизи КТ повинна бути ретельно зважена з урахуванням можливого ризику для кожного окремого пацієнта.

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

Мультиспіральна комп'ютерна томографія

Спіральна комп'ютерна томографія з багаторядним розташуванням детекторів (мультиспіральна комп'ютерна томографія)

Комп'ютерні томографи з багаторядним розташуванням детекторів відносяться до самого останнього покоління сканерів. Навпаки рентгенівської трубки розташовується не один, а кілька рядів детекторів. Це дає можливість значно скоротити час дослідження і поліпшити контрастне дозвіл, що дозволяє, наприклад, чіткіше візуалізувати контрастували кровоносні судини. Ряди детекторів Z-осі навпаки рентгенівської трубки різні по ширині: зовнішній ряд ширше, ніж внутрішній. Це забезпечує кращі умови для реконструкції зображення після збору даних.

[5], [6], [7]

Порівняння традиційної та спіральної комп'ютерної томографії

При традиційній комп'ютерній томографії отримують серії послідовних однаково просторово розташованих зображень через певну частину тіла, наприклад, черевну порожнину або голову. Обов'язкова коротка пауза після кожного зрізу для просування столу з пацієнтом в наступне заздалегідь задане положення. Товщина і накладення / межсрезовий проміжок вибираються заздалегідь. Сирі дані для кожного рівня зберігаються окремо. Коротка пауза між зрізами дає можливість пацієнту, що знаходиться в свідомості, перевести подих і тим самим уникнути грубих дихальних артефактів на зображенні. Проте, дослідження може займати кілька хвилин, в залежності від області сканування і розмірів пацієнта. Необхідно правильно підібрати час отримання зображення після в / в введення КС, що особливо важливо для оцінки перфузійних ефектів. Комп'ютерна томографія є методом вибору для отримання повноцінного двомірного аксіального зображення тіла без перешкод, створюваних накладенням кісткової тканини і / або повітря, як це буває на звичайній рентгенограмі.

При спіральної комп'ютерної томографії з однорядним і багаторядним розташуванням детекторів (МСКТ) збір даних дослідження пацієнта відбувається постійно під час просування столу всередину гентрі. Рентгенівська трубка при цьому описує гвинтову траєкторію навколо пацієнта. Просування столу скоординовано з часом, необхідним для обороту трубки на 360 ° (крок спіралі) - збір даних триває безперервно в повному обсязі. Подібна сучасна методика значно покращує томографію, тому що дихальні артефакти і виникають перешкоди не зачіпають єдиний набір даних так значно, як при традиційній комп'ютерній томографії. Єдина база сирих даних використовується для відновлення зрізів різної товщини і різних інтервалів. Часткове накладення перетинів покращує можливості реконструкції.

Збір даних при дослідженні всієї черевної порожнини займає 1 - 2 хвилини: 2 або 3 спіралі, кожна тривалістю 10-20 секунд. Обмеження часу обумовлено здатністю пацієнта затримати дихання і необхідністю охолодження рентгенівської трубки. Ще деякий час необхідно на відтворення зображення. При оцінці функції нирок потрібна невелика пауза після введення контрастної речовини, щоб дочекатися екскреції контрастного препарату.

Ще одна важлива перевага спірального методу - можливість виявити патологічні утворення меншого розміру, ніж товщина зрізу. Маленькі метастази в печінці можуть бути пропущені, якщо в результаті неоднакової глибини дихання пацієнта під час сканування не потрапляють в зріз. Метастази добре виявляються з сирих даних спірального методу при відновленні зрізів, отриманих з накладенням перетинів.

[8]

Просторова роздільна здатність

Відновлення зображення засноване на відмінностях в контрастності окремих структур. На основі цього створюється матриця зображення області візуалізації 512 х 512 або більше елементів зображення (пікселів). Пікселі виглядають на екрані монітора як ділянки різних відтінків сірого кольору в залежності від їх коефіцієнта ослаблення. Насправді це навіть не квадратики, а кубики (вокселі = об'ємні елементи), що мають довжину уздовж осі тіла, відповідно товщині зрізу.

Якість зображення підвищується зі зменшенням вокселей, але це стосується лише до просторового дозволу, подальше витончення зрізу знижує співвідношення «сигнал-перешкода». Інший недолік тонких зрізів - збільшення дози опромінення пацієнта. Проте, маленькі вокселі з однаковими розмірами у всіх трьох вимірах (ізотропний воксель), дають значні переваги: Мультипланарна реконструкція (MPR) в корональної, сагітальній чи інших проекціях представлена на зображенні без ступеневого контуру). Використання вокселей неоднакових розмірів (анізотропні вокселі) для MPR призводить до появи зубчастості реконструйованого зображення. Так, наприклад, можуть виникнути труднощі при виключенні перелому.

[9], [10],

Крок спіралі

Крок спіралі характеризує ступінь переміщення столу в мм за одне обертання і товщину зрізу. Повільне просування столу формує стислу спіраль. Прискорення переміщення столу без зміни товщини зрізу або швидкості обертання створює простір між зрізами на одержуваної спіралі.

Найбільш часто крок спіралі розуміють як відношення переміщення (подачі) столу при обороті гентрі, виражене в мм, до колімації, також вираженої в мм.

Оскільки розмірності (мм) в чисельнику і знаменнику врівноважені, крок спіралі - величина безрозмірна. Для МСКТ за т. Зв. Об'ємний крок спіралі зазвичай приймають відношення подачі столу до одиночного зрізу, а не до повної сукупності зрізів уздовж осі Z. Для прикладу, який був використаний вище, об'ємний крок спіралі дорівнює 16 (24 мм / 1,5 мм). Проте, існує тенденція повернення до першого визначення кроку спіралі.

Нові сканери дають можливість вибору краніокаудальном (вісь Z) розширення галузі дослідження по Топограма. Також у міру необхідності коректуються час обороту трубки, коллімірованіе зрізу (тонкий або товстий зріз) та час дослідження (проміжок затримки дихання). Програмне забезпечення, наприклад, «SureView», розраховує відповідний крок спіралі, зазвичай встановлюючи величину між 0,5 і 2,0.

[11], [12],

Коллімірованіе зрізу: дозвіл уздовж осі Z

Дозвіл зображення (уздовж осі Z або осі тіла пацієнта) може також бути адаптоване до конкретної діагностичної задачі за допомогою коллімірованіе. Зрізи товщиною від 5 до 8 мм повністю відповідають стандартному дослідженню черевної порожнини. Однак точна локалізація невеликих фрагментів переломів кісток або оцінка ледь помітних легеневих змін вимагають використання тонких зрізів (від 0,5 до 2 мм). Що визначає товщину зрізу?

Термін коллімірованіе визначають як отримання тонкого або товстого зрізу вздовж поздовжньої осі тіла пацієнта (вісь Z). Лікар може обмежити веерообразное розбіжність пучка випромінювання від рентгенівської трубки коллиматором. Розмір отвору коліматора регулює проходження променів, які потрапляють на детектори позаду пацієнта широким або вузьким потоком. Звуження пучка випромінювання дозволяє поліпшити просторова роздільність уздовж осі Z пацієнта. Коліматор може бути розташований не тільки відразу на виході з трубки, але також безпосередньо перед детекторами, тобто «позаду» пацієнта, якщо дивитися з боку джерела рентгенівського випромінювання.

Залежна від ширини отвору коліматора система з одним рядом детекторів позаду пацієнта (одиночний зріз) може виконувати зрізи товщиною 10 мм, 8 мм, 5 мм або навіть 1 мм. КТ-дослідження з отриманням дуже тонких перетинів іменується «КТ високого дозволу» (ВРКТ). Якщо товщина зрізів менше міліметра - кажуть про «КТ надвисокої роздільної здатності» (СВРКТ). СВРКТ, що застосовується для дослідження піраміди скроневої кістки зі зрізами товщиною близько 0,5 мм, виявляє тонкі лінії перелому, що проходять через підставу черепа або слухові кісточки в барабанної порожнини). Для печінки висококонтрастне дозвіл використовується з метою виявлення метастазів, при цьому потрібні зрізи кілька більшої товщини.

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

Схеми розміщення детекторів

Подальший розвиток односрезовой спіральної технології призвело до впровадження мультизрізової (мультіспіральной) методики, при якій використовується не один, а кілька рядів детекторів, розташованих перпендикулярно осі Z напроти джерела рентгенівського випромінювання. Це дає можливість одночасно збирати дані з декількох перетинів.

У зв'язку з віялоподібним розбіжністю випромінювання ряди детекторів повинні мати різну ширину. Схема розстановки детекторів полягає в тому, що ширина детекторів збільшується від центру до краю, що дозволяє варіювати комбінаціями товщини і кількості одержуваних зрізів.

Наприклад, 16-зрізовий дослідження може бути виконано з 16 тонкими зрізами високої роздільної здатності (для Siemens Sensation 16 це методика 16 х 0,75 мм) або з 16 перетинами вдвічі більшої товщини. Для клубово-стегнової КТ-ангіографії переважно отримання об'ємного зрізу за один цикл уздовж осі Z. При цьому ширина коллімірованіе 16 х 1,5 мм.

Розвиток КТ-сканерів не закінчилося 16 зрізами. Збір даних можна прискорити, використовуючи сканери з 32 і 64 рядами детекторів. Однак тенденція до зменшення товщини зрізів веде до підвищення дози опромінення пацієнта, що вимагає додаткових і вже здійсненних заходів щодо зниження впливу випромінювання.

При дослідженні печінки і підшлункової залози багато фахівців вважають за краще зменшувати товщину зрізів з 10 до 3 мм для поліпшення різкості зображення. Однак це збільшує рівень перешкод приблизно на 80%. Тому, щоб зберегти якість зображення, потрібно або додатково додати силу струму на трубці, т. Е. Підвищити силу струму (мА) на 80%, або збільшити час сканування (зростає твір мАс).

[16], [17]

Алгоритм реконструкції зображень

Спіральна комп'ютерна томографія має додаткову перевагу: в процесі відновлення зображення більшість даних не вимірюються фактично в конкретному зрізі. Замість цього, вимірювання, отримані за межами цього зрізу, інтерполюються з більшістю значень поблизу зрізу і стають даними, закріпленими за цим зрізом. Іншими словами: результати обробки даних поблизу зрізу є більш важливими для відновлення зображення конкретного перетину.

З цього випливає цікавий феномен. Доза пацієнта (в мГр) визначається як мАс за обертання, розділене на крок спіралі, а доза на одне зображення прирівнюється до мАс за обертання без урахування кроку спіралі. Якщо, наприклад, виставлені настройки 150 мАс за обертання з кроком спіралі 1,5, то доза пацієнта становить 100 мАс, а доза, яка припадає на зображення, - 150 мАс. Тому використання спіральної технології може поліпшити контрастне дозвіл вибором високого значення мАс. При цьому з'являється можливість збільшити контрастність зображення, тканинне дозвіл (чіткість зображення) за рахунок зменшення товщини зрізу і підібрати такий крок і довжину інтервалу спіралі, щоб доза пацієнта зменшувалася! Таким чином, велика кількість зрізів може бути отримано без збільшення дози або навантаження на рентгенівську трубку.

Ця технологія особливо важлива при перетворенні отриманих даних в 2-мірні (сагиттальную, криволінійну, корональні) або 3-мірні реконструкції.

Дані вимірювань від детекторів пропускаються, профайл за профайлом, до електронної частини детектора як електричні сигнали, що відповідають фактичному ослаблення рентгенівського випромінювання. Електричні сигнали оцифровуються і потім пересилаються на відеопроцесор. На цьому етапі реконструкції зображення використовується метод «конвеєра», що складається з попередньої обробки, фільтрації і зворотного проектування.

Попередня обробка включає всі виправлення, зроблені для підготовки отриманих даних для відновлення зображення. Наприклад, виправлення темнового струму, вихідного сигналу, калібрування, корекція доріжок, збільшення жорсткості випромінювання і ін. Ці коригування виконуються для зменшення варіацій в роботі трубки і детекторів.

Фільтрація використовує негативні величини для корекції розмазування зображення, властивого зворотному проектування. Якщо, наприклад, сканується циліндричний водний фантом, який відтворюється без фільтрації, краю його виявляться вкрай розпливчастими. Що станеться, коли вісім профайлів ослаблення накладаються один на одного для відновлення зображення? Так як деяка частина циліндра вимірюється двома сполученими профайлами, замість реального циліндра виходить зірчасту зображення. Вводячи негативні величини за межами позитивної складової профайлів ослаблення, вдається досягти того, що краю цього циліндра стають чіткими.

Зворотне проектування перерозподіляє дані згорнутого ськана в 2-мірну матрицю зображення, відображаючи зіпсовані зрізи. Це виконується, профайл за профайлом, до завершення процесу відтворення образу. Матрицю зображення можна представити у вигляді шахової дошки, але складається з 512 x 512 або 1024 х 1024 елементів, зазвичай званих «пікселями». В результаті зворотного проектування кожного пікселя в точності відповідає задана щільність, яка на екрані монітора має різні відтінки сірого кольору, від світлого до темного. Чим світліше ділянку екрану, тим вище щільність тканини в межах пікселя (наприклад, кісткові структури).

[18], [19]

Вплив напруги (кВ)

Коли досліджувана анатомічна область характеризується високим поглинанням (наприклад, КТ голови, плечового пояса, грудного або поперекового відділів хребта, тазу або просто повного пацієнта), доцільно використовувати підвищена напруга або, замість цього, більш високі значення мА. При виборі високої напруги на рентгенівській трубці, ви збільшуєте жорсткість рентгенівського випромінювання. Відповідно, рентгенівські промені набагато легше проникають через анатомічну область з високим поглинанням. Позитивною стороною цього процесу є зниження низькоенергетичних компонентів випромінювання, які поглинаються тканинами пацієнта, не впливаючи на отримання зображення. Для обстеження дітей і при відстежуванні болюса KB може бути доцільним використання більш низької напруги, ніж в стандартних установках.

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

Сила струму трубки (мАс)

Сила струму, яка вимірюється в міліампер-секундах (мАс), також впливає на дозу опромінення, що отримується пацієнтом. Великому хворому для отримання якісного зображення потрібне збільшення сили струму трубки. Таким чином, більш огрядний пацієнт отримує більшу дозу опромінення, ніж, наприклад, дитина з помітно меншими розмірами тіла.

Області з кістковими структурами, які більше поглинають і розсіюють випромінювання, такі як плечовий пояс і таз, потребують більшої силі струму трубки, ніж, наприклад, шия, черевна порожнина худорлявої людини або ноги. Ця залежність активно використовується при захисті від опромінення.

Час сканування

Слід вибрати максимально короткий час сканування, особливо при дослідженні черевної порожнини і грудної клітки, де скорочення серця і перистальтика кишечника можуть погіршити якість зображення. Якість КТ-дослідження також поліпшується при зниженні ймовірності мимовільних рухів пацієнта. З іншого боку, може виникати необхідність більш тривалого сканування для збору достатньої кількості даних і максимального просторового дозволу. Іноді вибір продовженого часу сканування зі зниженням сили струму використовується свідомо з метою продовження терміну експлуатації рентгенівської трубки.

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

Тривимірна реконструкція

У зв'язку з тим, що при спіральної томографії збирається обсяг даних для цілої області тіла пацієнта, візуалізація переломів і кровоносних судин помітно покращилася. Застосовують кілька різних методів тривимірної реконструкції:

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

Проекція максимальної інтенсивності (Maximal Intensity Projection), MIP

MIP - це математичний метод, за допомогою якого з двомірного або тривимірного набору даних витягуються гіперінтенсивні вокселі. Вокселі вибираються з набору даних, отриманих йод різними кутами, і потім проектуються як двомірні зображення. Тривимірний ефект отримують зміною кута проектування з малим кроком, і потім, визуализируя відтворене зображення у швидкій послідовності (т. Е. В динамічному режимі перегляду). Цей метод часто використовується при дослідженні кровоносних судин з контрастним підсиленням.

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

Мультипланарна реконструкція (Multiplanar Reconstruction), MPR

Ця методика уможливлює реконструкцію зображення в будь-якій проекції, будь то корональна, сагиттальная або криволінійна. MPR є цінним інструментом в діагностиці переломів і в ортопедії. Наприклад, традиційні аксіальні зрізи не завжди дають повну інформацію про переломах. Найтонший перелом без зміщення уламків і порушення кортикальної пластинки може бути більш ефективно виявлений за допомогою MPR.

[41], [42]

Тривимірна реконструкція затінених поверхонь (Surface Shaded Display), SSD

Цей метод відтворює поверхню органу або кістки, визначену вище заданого порогу в одиницях Хаунсфілда. Вибір кута зображення, так само як місце розташування гіпотетичного джерела світла, є ключовим фактором для отримання оптимальної реконструкції (комп'ютер обчислює і видаляє з зображення ділянки затінення). На поверхні кістки чітко видно перелом дистальної частини променевої кістки, продемонстрований за допомогою MPR.

Тривимірна SSD також використовується при плануванні хірургічного втручання, як у випадку травматичного перелому хребта. Змінюючи кут зображення, легко виявити компресійний перелом грудного відділу хребта і оцінити стан міжхребцевих отворів. Останні можна досліджувати в декількох різних проекціях. На сагітальній МПР видно кістковий фрагмент, який зміщується в спинномозковий канал.

Основні правила читання комп'ютерних томограм

• анатомічна орієнтація

Зображення на моніторі - не просто 2-мірне відображення анатомічних структур, воно містить дані про середній величині поглинання тканинами рентгенівського випромінювання, представлене матрицею, що складається з 512 x 512 елементів (пікселів). Зріз має певну товщину (d _S ) і являє собою суму Кубовидний елементів (вокселей) однакового розміру, об'єднаних в матрицю. Ця технічна особливість лежить в основі ефекту приватного обсягу, що пояснюється нижче. Одержувані зображення зазвичай представляють собою вид знизу (з каудальної сторони). Тому права сторона пацієнта знаходиться на зображенні зліва і навпаки. Наприклад, печінку, розташована в правій половині черевної порожнини, представлена на лівій стороні зображення. А органи, розташовані зліва, такі як шлунок і селезінка, видно на зображенні справа. Передня поверхня тіла, в даному випадку представлена передньої черевної стінкою, визначається у верхній частині зображення, а задня поверхня з хребтом - знизу. Той же принцип формування зображення використовується при традиційній рентгенографії.

• Ефекти приватного обсягу

Рентгенолог сам встановлює товщину зрізу (d _S ). Для дослідження грудної та черевної порожнин зазвичай вибирають 8 - 10 мм, а для черепа, хребта, очниць і пірамід скроневих кісток - 2 - 5 мм. Тому структури можуть займати всю товщину зрізу або тільки частина її. Інтенсивність забарвлення вокселя по сірій шкалі залежить від середнього коефіцієнта ослаблення для всіх його компонентів. Якщо структура має однакову форму по всій товщині зрізу, вона буде виглядати чітко окресленої, як у випадку черевної аорти і нижньої порожнистої вени.

Ефект приватного обсягу виникає, коли структура займає не всю товщину зрізу. Наприклад, якщо зріз включає тільки частину тіла хребця і частина диска, то їх контури виявляються нечіткими. Те ж саме спостерігається, коли орган звужується всередині зрізу. Це є причиною поганої чіткості полюсів нирки, контурів жовчного і сечового міхура.

• Різниця між вузловими і трубчастими структурами

Важливо вміти відрізняти збільшені і патологічно змінені ЛУ від судин і м'язів, які потрапили в поперечний переріз. Зробити це тільки по одному перерізі буває дуже складно, тому що ці структури мають однакову щільність (і однаковий відтінок сірого). Тому слід завжди аналізувати сусідні зрізи, розташовані краніальніше і каудальнее. Уточнивши, на скількох зрізах видно дана структура, можна вирішити дилему, чи бачимо ми збільшений вузол або більш-менш довгу трубчасту структуру: лімфоузелбудет визначатися тільки на одному - двох зрізах і не візуалізується на сусідніх. Аорта, нижня порожниста вена м'язи, наприклад, попереково-клубова, видно протягом серії краніо-каудальний зображень.

Якщо виникла підозра на збільшене вузлове утворення на одному зрізі, то лікарю слід негайно порівняти сусідні перетину, щоб чітко визначити, чи не є це « утворення» просто посудиною або м'язом в поперечному перерізі. Така тактика хороша і тим, що дає можливість швидко встановити ефект приватного обсягу.

• Денситометрія (вимірювання щільності тканин)

Якщо не відомо, наприклад, чи є рідина, знайдена в плевральній порожнині, випотом або кров'ю, вимір її щільності полегшує диференційний діагноз. Точно так же, денситометрію можна застосувати при вогнищевих утвореннях в паренхімі печінки або нирок. Однак не рекомендується робити висновок на підставі оцінки одиночного вокселя, т. К. Подібні вимірювання малодостовірні. Для більшої надійності слід розширити «область інтересу», що складається з декількох вокселей в очаговом утворенні, будь-якої структурі або об'ємі рідини. Комп'ютер розраховує середню щільність і величину стандартного відхилення.

Слід бути особливо уважним і не упустити артефакти збільшення жорсткості випромінювання або ефекти приватного обсягу. Якщо утворення поширюється не на всю товщину зрізу, то вимірювання щільності включає в себе сусідні з ним структури. Щільність утворення буде виміряна коректно, тільки якщо воно заповнює всю товщину зрізу (d _S ). У цьому випадку більш ймовірно, що вимірювання будуть зачіпати саме утворення, а не сусідні структури. Якщо ds більше, ніж діаметр утворення, наприклад, осередок маленьких розмірів, це призведе до прояву ефекту приватного обсягу на будь-якому рівні сканування.

• Рівні щільності різних типів тканин

Сучасні апарати здатні охопити 4096 відтінків сірої шкали, якими представлені різні рівні щільності в одиницях Хаунсфілда (HU). Щільність води довільно була прийнята за 0 HU, а повітря за - 1000 HU. Екран монітора може відображати максимум 256 відтінків сірого. Однак людське око здатне розрізнити тільки близько 20. Оскільки спектр щільності тканин людини простягається ширше, ніж ці досить вузькі рамки, можна вибрати і відрегулювати вікно зображення таким чином, щоб було видно тільки тканини необхідного діапазону щільності.

Середній рівень щільності вікна необхідно встановити якомога ближче до рівня щільності досліджуваних тканин. Легке, через підвищену легкості, краще дослідити в вікні з настройками найнижчого значення HU, тоді як для кісткової тканини рівень вікна слід значно підвищити. Від ширини вікна залежить контрастність зображення: звужене вікно більш контрастно, оскільки 20 відтінків сірого перекривають тільки малу частину шкали щільності.

Важливо відзначити, що рівень щільності майже всіх паренхіматозних органів знаходиться в межах вузьких меж між 10 і 90 HU. Винятком є легкі, тому, як було зазначено вище, необхідно встановити спеціальні параметри вікна. Відносно крововиливів слід взяти до уваги, що рівень щільності недавно згорнулася крові приблизно на 30 HU вище, ніж свіжої крові. Потім рівень щільності знову падає в ділянках старого крововиливи і в зонах лізису тромбів. Ексудат із вмістом більш як 30 г / л нелегко відрізнити від транссудату (з вмістом білка нижче 30 г / л) при стандартних налаштуваннях вікна. На додаток слід сказати, що висока ступінь збігу щільності, наприклад, у лімфовузлів, селезінки, м'язів і підшлункової залози, унеможливлює встановити приналежність тканини тільки на підставі оцінки щільності.

На закінчення слід зазначити, що звичайні значення щільності тканин також індивідуальні у різних людей і змінюються під впливом контрастних препаратів в циркулюючої крові і в органі. Останній аспект має особливе значення для дослідження сечостатевої системи і стосується в / в введення КВ. При цьому контрастний препарат швидко починає виділятися нирками, що призводить до підвищення щільності паренхіми нирок під час сканування. Цей ефект можна використовувати для оцінки функції нирок.

• Документування досліджень в різних вікнах

Коли ви отримуєте зображення, для документування дослідження необхідно перенести знімок на плівку (зробити тверду копію). Наприклад, при оцінці стану середостіння і м'яких тканин грудної клітки встановлюється таке вікно, що м'язи і жирова тканина чітко візуалізуються відтінками сірого кольору. При цьому використовується м'яко-тканное вікно з центром на 50 HU і шириною 350 HU. В результаті сірим кольором подано тканини щільністю від -125 HU (50-350 / 2) до +225 HU (50 + 350/2). Всі тканини з щільністю нижче ніж -125 HU, такі як легке, виглядають чорними. Тканини з щільністю вище +225 HU - білими, а їх внутрішня структура не диференціюється.

Якщо необхідно досліджувати паренхиму легких, наприклад, коли виключають вузлові утворення, центр вікна повинен бути знижений до -200 HU, а ширина збільшена (2000 HU). При використанні даного вікна (легеневе вікно), краще диференціюються структури легені з низькою щільністю.

Для досягнення максимальної контрастності між сірим і білою речовиною головного мозку слід вибрати спеціальне мозковий вікно. Так як щільності сірої і білої речовини розрізняються незначно, мягкотканное вікно повинно бути дуже вузьким (80 - 100 HU) і висококонтрастним, а його центр повинен знаходитися в середині значень щільності мозкової тканини (35 HU). При таких установках неможливо досліджувати кістки черепа, т. К. Все структури щільніше 75 - 85 HU виглядають білими. Тому центр і ширина кісткового вікна повинні бути значно вище - близько +300 HU і 1500 HU, відповідно. Метастази в потиличної кістки візуалізуються тільки при використанні кісткового. Але не мозкового вікна. З іншого боку, головний мозок практично не видно в кістковому вікні, тому невеликі метастази в речовині мозку будуть непомітні. Прямуємо завжди пам'ятати ці технічні деталі, т. К. На плівку в більшості випадків не переносять зображення у всіх вікнах. Лікар, який проводить дослідження, переглядає зображення на екрані у всіх вікнах, щоб не пропустити важливі ознаки патології.

[43], [44], [45]