Computertomografi: konvensjonell, spiral-CT-skanning

Computertomografi er en spesiell type røntgenundersøkelse som utføres ved indirekte å måle dempningen, eller svekkelsen, av røntgenstråler fra forskjellige posisjoner definert rundt pasienten som undersøkes. I hovedsak er alt vi vet:

• hva som forlater røntgenrøret,
• som når detektoren og
• Hvor er røntgenrøret og detektoren plassert i hver posisjon?

Alt annet følger av denne informasjonen. De fleste CT-snitt er orientert vertikalt i forhold til kroppsaksen. De kalles vanligvis aksiale eller tverrgående snitt. For hver seksjon roterer røntgenrøret rundt pasienten, og tykkelsen på seksjonen velges på forhånd. De fleste CT-skannere opererer etter prinsippet om konstant rotasjon med en vifteformet divergens av strålene. I dette tilfellet er røntgenrøret og detektoren stivt koblet, og deres rotasjonsbevegelser rundt det skannede området skjer samtidig med utsendelse og opptak av røntgenstråler. Dermed når røntgenstrålene, som passerer gjennom pasienten, detektorene som er plassert på motsatt side. Vifteformet divergens forekommer i området fra 40 ° til 60 °, avhengig av enhetens design, og bestemmes av vinkelen som starter fra røntgenrørets fokuspunkt og utvider seg i form av en sektor til de ytre grensene av detektorraden. Vanligvis dannes et bilde med hver rotasjon på 360 °, og dataene som er innhentet er tilstrekkelige for dette. Under skanning måles dempningskoeffisienter på mange punkter, og danner en dempningsprofil. Faktisk er dempningsprofiler ikke noe mer enn et sett med signaler mottatt fra alle detektorkanaler fra en gitt vinkel i rør-detektor-systemet. Moderne CT-skannere er i stand til å overføre og samle inn data fra omtrent 1400 posisjoner i detektor-rør-systemet over en 360° sirkel, eller omtrent 4 posisjoner per grad. Hver dempningsprofil inkluderer målinger fra 1500 detektorkanaler, dvs. omtrent 30 kanaler per grad, forutsatt en stråledivergensvinkel på 50°. Ved begynnelsen av undersøkelsen, mens pasientbordet beveger seg med konstant hastighet inn i gantryen, tas et digitalt røntgenbilde (et "skanogram" eller "topogram"), som de nødvendige snittene kan planlegges på senere. For CT-undersøkelse av ryggraden eller hodet roteres gantryen i ønsket vinkel, og oppnår dermed optimal orientering av snittene.

Computertomografi bruker komplekse avlesninger fra en røntgensensor som roterer rundt pasienten for å produsere et stort antall forskjellige dybdespesifikke bilder (tomogrammer), som digitaliseres og konverteres til tverrsnittsbilder. CT gir to- og tredimensjonal informasjon som ikke er mulig med vanlige røntgenbilder og med mye høyere kontrastoppløsning. Som et resultat har CT blitt den nye standarden for avbildning av de fleste intrakranielle, hode- og nakke-, intrathorakale og intraabdominale strukturer.

Tidlige CT-skannere brukte bare én røntgensensor, og pasienten beveget seg trinnvis gjennom skanneren, og stoppet for hvert bilde. Denne metoden har i stor grad blitt erstattet av spiral-CT: pasienten beveger seg kontinuerlig gjennom skanneren, som roterer og tar bilder kontinuerlig. Spiral-CT reduserer avbildningstiden og platetykkelsen betraktelig. Bruken av skannere med flere sensorer (4–64 rader med røntgensensorer) reduserer avbildningstiden ytterligere og tillater platetykkelser på mindre enn 1 mm.

Med så mye data vist, kan bilder rekonstrueres fra nesten alle vinkler (slik det gjøres i MR) og kan brukes til å konstruere tredimensjonale bilder samtidig som en diagnostisk bildebehandlingsløsning opprettholdes. Kliniske bruksområder inkluderer CT-angiografi (f.eks. for å evaluere lungeemboli) og hjerteavbildning (f.eks. koronarangiografi, evaluering av koronararterieherding). Elektronstråle-CT, en annen type rask CT, kan også brukes til å evaluere koronararterieherding.

CT-skanninger kan tas med eller uten kontrastmiddel. CT uten kontrastmiddel kan oppdage akutt blødning (som fremstår som lys hvit) og karakterisere beinbrudd. Kontrastmiddel-CT bruker intravenøs eller oral kontrast, eller begge deler. IV-kontrastmiddel, likt det som brukes i vanlige røntgenbilder, brukes til å avbilde svulster, infeksjon, betennelse og bløtvevsskade, og til å evaluere det karsystemet, som i tilfeller av mistanke om lungeemboli, aortaaneurisme eller aortadisseksjon. Nyreutskillelse av kontrastmiddel tillater evaluering av det urogenitale systemet. For informasjon om kontrastmiddelreaksjoner og tolkning av disse, se:

Oral kontrastmiddel brukes til å avbilde mageområdet. Dette bidrar til å skille tarmstrukturen fra den omkringliggende strukturen. Standard oral kontrastmiddel, bariumjodid, kan brukes ved mistanke om tarmperforasjon (f.eks. på grunn av traume). Lavosmolært kontrastmiddel bør brukes når risikoen for aspirasjon er høy.

Strålingseksponering er et viktig problem ved bruk av CT. Stråledosen fra en rutinemessig CT-skanning av abdomen er 200 til 300 ganger høyere enn strålingsdosen fra et typisk røntgenbilde av brystet. CT er nå den vanligste kilden til kunstig stråling for mesteparten av befolkningen og står for mer enn to tredjedeler av den totale medisinske strålingseksponeringen. Denne graden av menneskelig eksponering er ikke triviell; livstidsrisikoen for strålingseksponering for barn som er utsatt for CT-stråling i dag, anslås å være mye høyere enn for voksne. Derfor må behovet for CT-undersøkelse nøye veies mot den potensielle risikoen for hver enkelt pasient.

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

Multislice computertomografi

Multidetektor spiral computertomografi (multislice computertomografi)

CT-skannere med flere rader med detektorer er den nyeste generasjonen skannere. Motsatt røntgenrøret er det ikke én, men flere rader med detektorer. Dette gir en betydelig reduksjon i undersøkelsestiden og forbedret kontrastoppløsning, noe som for eksempel muliggjør tydeligere visualisering av kontrasterende blodkar. Radene med Z-aksedetektorer motsatt røntgenrøret har ulik bredde: den ytre raden er bredere enn den indre. Dette gir bedre forhold for bilderekonstruksjon etter datainnsamling.

[ 5 ], [ 6 ], [ 7 ]

Sammenligning av tradisjonell og spiralformet computertomografi

Konvensjonelle CT-skanninger skanner en serie sekvensielle, likt fordelte bilder gjennom en bestemt kroppsdel, for eksempel magen eller hodet. En kort pause etter hvert snitt er nødvendig for å flytte bordet med pasienten til neste forhåndsbestemte posisjon. Tykkelse og overlappings-/mellomsnittsavstand er forhåndsbestemt. Rådataene for hvert nivå lagres separat. En kort pause mellom snittene lar den bevisste pasienten ta et pust, og dermed unngå store respiratoriske artefakter i bildet. Undersøkelsen kan imidlertid ta flere minutter, avhengig av skanneområdet og pasientens størrelse. Det er viktig å tidsbestemme bildeopptaket etter IV CS, noe som er spesielt viktig for å vurdere perfusjonseffekter. CT er den foretrukne metoden for å få et komplett 2D aksialt bilde av kroppen uten forstyrrelser fra bein og/eller luft, slik det sees på konvensjonelle røntgenbilder.

I spiralformet computertomografi med én- og flerradsdetektoranordning (MSCT) skjer innsamlingen av pasientundersøkelsesdata kontinuerlig under bordfremføringen inn i gantryen. Røntgenrøret beskriver en spiralformet bane rundt pasienten. Bordfremføringen koordineres med tiden som kreves for at røret skal rotere 360° (spiralpitch) – datainnsamlingen fortsetter kontinuerlig i sin helhet. En slik moderne teknikk forbedrer tomografien betydelig, fordi pusteartefakter og støy ikke påvirker det enkelte datasettet like betydelig som i tradisjonell computertomografi. En enkelt rådata brukes til å rekonstruere snitt med ulik tykkelse og forskjellige intervaller. Delvis overlapping av snitt forbedrer rekonstruksjonsmulighetene.

Datainnsamling for en fullstendig abdominalskanning tar 1 til 2 minutter: 2 eller 3 spiraler, hver varer 10 til 20 sekunder. Tidsbegrensningen skyldes pasientens evne til å holde pusten og behovet for å kjøle ned røntgenrøret. Det er behov for noe ekstra tid for å rekonstruere bildet. Ved vurdering av nyrefunksjonen kreves en kort pause etter administrering av kontrastmiddelet for å tillate utskillelse av kontrastmiddelet.

En annen viktig fordel med spiralmetoden er muligheten til å oppdage patologiske formasjoner som er mindre enn snitttykkelsen. Små levermetastaser kan bli oversett hvis de ikke faller inn i snittet på grunn av pasientens ujevne pustedybde under skanning. Metastaser oppdages enkelt fra rådataene til spiralmetoden når man rekonstruerer snitt oppnådd med overlappende snitt.

[ 8 ]

Romlig oppløsning

Bilderekonstruksjon er basert på forskjeller i kontrasten til individuelle strukturer. På dette grunnlaget opprettes en bildematrise av visualiseringsområdet på 512 x 512 eller flere bildeelementer (piksler). Piksler vises på skjermen som områder med forskjellige gråtoner, avhengig av dempningskoeffisienten. Faktisk er dette ikke engang firkanter, men kuber (voksler = volumetriske elementer) som har en lengde langs kroppsaksen som tilsvarer tykkelsen på skiven.

Bildekvaliteten forbedres med mindre vokseler, men dette gjelder bare romlig oppløsning; ytterligere tynning av snittet reduserer signal-til-støy-forholdet. En annen ulempe med tynne snitt er den økte strålingsdosen til pasienten. Små vokseler med like dimensjoner i alle tre dimensjoner (isotropisk voksel) gir imidlertid betydelige fordeler: multiplanar rekonstruksjon (MPR) i koronale, sagittale eller andre projeksjoner presenteres på bildet uten trinnkontur. Bruk av vokseler med ulike dimensjoner (anisotropiske vokseler) for MPR fører til at det rekonstruerte bildet oppstår hakkete konturer. For eksempel kan det være vanskelig å utelukke et brudd.

[ 9 ], [ 10 ]

Spiralsteg

Spiralens stigning karakteriserer graden av bordbevegelse i mm per rotasjon og tykkelsen på kuttet. Langsom bordbevegelse danner en komprimert spiral. Akselerasjon av bordbevegelsen uten å endre tykkelsen på kuttet eller rotasjonshastigheten skaper mellomrom mellom kuttene på den resulterende spiralen.

Oftest forstås spiralstigningen som forholdet mellom bevegelsen (matingen) av bordet under gantryrotasjon, uttrykt i mm, og kollimeringen, også uttrykt i mm.

Siden dimensjonene (mm) i telleren og nevneren er balanserte, er helix-stigningen en dimensjonsløs størrelse. For MSCT tas den såkalte volumetriske helix-stigningen vanligvis til å være forholdet mellom bordmatingen og en enkelt skive, snarere enn det totale antallet skiver langs Z-aksen. For eksemplet brukt ovenfor er den volumetriske helix-stigningen 16 (24 mm / 1,5 mm). Det er imidlertid en tendens til å gå tilbake til den første definisjonen av helix-stigningen.

Nye skannere tilbyr muligheten til å velge en kraniokaudal (Z-akse) forlengelse av studieområdet på topogrammet. I tillegg justeres rørrotasjonstid, skivekollimering (tynn eller tykk skive) og studietid (pusteholdsintervall) etter behov. Programvare som SureView beregner passende spiralstigning, vanligvis mellom 0,5 og 2,0.

[ 11 ], [ 12 ]

Skivekollimering: Oppløsning langs Z-aksen

Bildeoppløsningen (langs Z-aksen eller pasientens kroppsakse) kan også tilpasses den spesifikke diagnostiske oppgaven ved hjelp av kollimering. Skiver med en tykkelse på 5 til 8 mm er helt i samsvar med standard abdominalundersøkelse. Imidlertid krever den presise lokaliseringen av små beinbruddfragmenter eller vurderingen av subtile lungeforandringer bruk av tynne skiver (0,5 til 2 mm). Hva bestemmer skivetykkelsen?

Begrepet kollimering er definert som å oppnå et tynt eller tykt snitt langs pasientens lengdeakse (Z-aksen). Legen kan begrense den vifteformede divergensen til strålingsstrålen fra røntgenrøret med en kollimator. Størrelsen på kollimatorens åpning regulerer passasjen av stråler som treffer detektorene bak pasienten i en bred eller smal strøm. Innsnevring av strålingsstrålen forbedrer den romlige oppløsningen langs pasientens Z-akse. Kollimatoren kan plasseres ikke bare rett ved utgangen av røret, men også rett foran detektorene, dvs. "bak" pasienten sett fra siden av røntgenkilden.

Et kollimatoraperturavhengig system med én rad detektorer bak pasienten (enkelt snitt) kan produsere snitt på 10 mm, 8 mm, 5 mm eller til og med 1 mm. CT-skanning med svært tynne snitt kalles "høyoppløselig CT" (HRCT). Hvis snitttykkelsen er mindre enn en millimeter, kalles det "ultrahøyoppløselig CT" (UHRCT). UHRCT, som brukes til å undersøke petrous-benet med snitt på omtrent 0,5 mm, avslører fine bruddlinjer som går gjennom skallebasen eller hørselsbeinene i trommehulen. For leveren brukes høy kontrastoppløsning for å oppdage metastaser, noe som krever snitt med noe større tykkelse.

[ 13 ], [ 14 ], [ 15 ]

Plasseringsordninger for detektorer

Videreutvikling av teknologien med én skivespiral førte til introduksjonen av flerskiveteknikker (multispiralteknikker), som bruker ikke én, men flere rader med detektorer plassert vinkelrett på Z-aksen motsatt røntgenkilden. Dette gjør det mulig å samle inn data fra flere seksjoner samtidig.

På grunn av den vifteformede divergensen i strålingen, må detektorradene ha ulik bredde. Detektorarrangementet er slik at bredden på detektorene øker fra sentrum til kanten, noe som gir mulighet for varierende kombinasjoner av tykkelse og antall skiver som oppnås.

For eksempel kan en 16-snittsstudie utføres med 16 tynne snitt med høy oppløsning (for Siemens Sensation 16 er dette 16 x 0,75 mm-teknikken) eller med 16 snitt med dobbelt så tykkelse. For iliofemoral CT-angiografi er det å foretrekke å ta et volumsnitt i én syklus langs Z-aksen. I dette tilfellet er kollimeringsbredden 16 x 1,5 mm.

Utviklingen av CT-skannere sluttet ikke med 16 snitt. Datainnsamlingen kan akselereres ved å bruke skannere med 32 og 64 rader med detektorer. Trenden mot tynnere snitt fører imidlertid til høyere strålingsdoser for pasienten, noe som krever ytterligere og allerede gjennomførbare tiltak for å redusere strålingseksponeringen.

Ved undersøkelse av lever og bukspyttkjertel foretrekker mange spesialister å redusere snitttykkelsen fra 10 til 3 mm for å forbedre bildeskarpheten. Dette øker imidlertid støynivået med omtrent 80 %. For å opprettholde bildekvaliteten er det derfor nødvendig å enten øke strømstyrken på røret ytterligere, dvs. øke strømstyrken (mA) med 80 %, eller øke skannetiden (mAs-produktet øker).

[ 16 ], [ 17 ]

Algoritme for rekonstruksjon av bilder

Spiral-CT har en ekstra fordel: under bilderekonstruksjonsprosessen måles ikke mesteparten av dataene i et bestemt snitt. I stedet interpoleres målinger utenfor det snittet med de fleste verdiene nær snittet og blir snittspesifikke data. Med andre ord: resultatene av databehandlingen nær snittet er viktigere for å rekonstruere bildet av et bestemt snitt.

Et interessant fenomen følger av dette. Pasientdosen (i mGy) er definert som mAs per rotasjon delt på helixpitchen, og dosen per bilde er lik mAs per rotasjon uten å ta hensyn til helixpitchen. Hvis for eksempel innstillingene er 150 mAs per rotasjon med en helixpitch på 1,5, er pasientdosen 100 mAs, og dosen per bilde er 150 mAs. Derfor kan bruk av helixteknologi forbedre kontrastoppløsningen ved å velge en høy mAs-verdi. Dette gjør det mulig å øke bildekontrasten, vevsoppløsningen (bildeklarheten) ved å redusere snitttykkelsen og å velge en pitch- og helixintervalllengde slik at pasientdosen reduseres! Dermed kan et stort antall snitt oppnås uten å øke dosen eller belastningen på røntgenrøret.

Denne teknologien er spesielt viktig når man konverterer de innhentede dataene til todimensjonale (sagittale, kurvilineære, koronale) eller tredimensjonale rekonstruksjoner.

Måledataene fra detektorene sendes, profil for profil, til detektorelektronikken som elektriske signaler som tilsvarer den faktiske dempningen av røntgenstrålene. De elektriske signalene digitaliseres og sendes deretter til videoprosessoren. På dette stadiet av bilderekonstruksjonen brukes en "pipeline"-metode, som består av forbehandling, filtrering og reverse engineering.

Forbehandling inkluderer alle korreksjoner som gjøres for å forberede de innhentede dataene for bilderekonstruksjon. For eksempel korrigering av mørkestrøm, korrigering av utgangssignal, kalibrering, sporkorrigering, strålingsherding osv. Disse korreksjonene gjøres for å redusere variasjoner i driften av røret og detektorene.

Filtrering bruker negative verdier for å korrigere for bildeuskarpheten som er iboende i reverse engineering. Hvis for eksempel et sylindrisk vannfantom skannes og rekonstrueres uten filtrering, vil kantene være ekstremt uskarpe. Hva skjer når åtte dempningsprofiler legges over hverandre for å rekonstruere bildet? Siden en del av sylinderen måles av to overliggende profiler, oppnås et stjerneformet bilde i stedet for en ekte sylinder. Ved å introdusere negative verdier utover den positive komponenten av dempningsprofilene, blir kantene på denne sylinderen skarpe.

Omvendt utvikling omfordeler de konvolverte skannedataene til en todimensjonal bildematrise, som viser de ødelagte snittene. Dette gjøres profil for profil inntil bilderekonstruksjonsprosessen er fullført. Bildematrisen kan betraktes som et sjakkbrett, men består av 512 x 512 eller 1024 x 1024 elementer, ofte kalt «piksler». Omvendt utvikling resulterer i at hver piksel har en nøyaktig tetthet, som på skjermen vises som forskjellige grånyanser, fra lys til mørk. Jo lysere området på skjermen er, desto høyere er tettheten til vevet i pikselet (f.eks. beinstrukturer).

[ 18 ], [ 19 ]

Spenningseffekt (kV)

Når det anatomiske området som undersøkes har høy absorpsjonskapasitet (f.eks. CT av hode, skulderbelte, bryst- eller korsrygg, bekken eller rett og slett en overvektig pasient), anbefales det å bruke høyere spenning eller alternativt høyere mA-verdier. Ved å velge høy spenning på røntgenrøret øker du hardheten til røntgenstrålingen. Følgelig trenger røntgenstrålene mye lettere inn i det anatomiske området med høy absorpsjonskapasitet. Den positive siden ved denne prosessen er at lavenergikomponentene i strålingen som absorberes av pasientens vev reduseres uten at det påvirker bildeopptaket. Ved undersøkelse av barn og ved sporing av KB-bolus kan det være lurt å bruke en lavere spenning enn i standardinnstillinger.

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

Rørstrøm (mAs)

Strømmen, målt i milliampere sekunder (mAs), påvirker også strålingsdosen pasienten mottar. En stor pasient krever en høyere strøm i røret for å få et godt bilde. Dermed får en mer overvektig pasient en høyere strålingsdose enn for eksempel et barn med en betydelig mindre kroppsstørrelse.

Områder med beinstrukturer som absorberer og sprer stråling mer, som skulderbeltet og bekkenet, krever en høyere rørstrøm enn for eksempel nakken, magen til en tynn person eller bena. Denne avhengigheten brukes aktivt i strålevern.

Skannetid

Kortest mulig skannetid bør velges, spesielt i mage og bryst, hvor hjertekontraksjoner og tarmperistaltikk kan forringe bildekvaliteten. CT-bildekvaliteten forbedres også ved å redusere sannsynligheten for ufrivillige pasientbevegelser. På den annen side kan lengre skannetider være nødvendige for å samle inn tilstrekkelige data og maksimere den romlige oppløsningen. Noen ganger brukes valget av utvidede skannetider med redusert strøm bevisst for å forlenge levetiden til røntgenrøret.

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

3D-rekonstruksjon

Fordi spiraltomografi samler inn data for en hel del av pasientens kropp, har visualisering av brudd og blodårer blitt betydelig forbedret. Flere forskjellige 3D-rekonstruksjonsteknikker brukes:

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

Maksimal intensitetsprojeksjon (MIP)

MIP er en matematisk metode der hyperintense vokseler ekstraheres fra et 2D- eller 3D-datasett. Voksler velges fra et datasett innhentet fra forskjellige vinkler og projiseres deretter som 2D-bilder. 3D-effekten oppnås ved å endre projeksjonsvinkelen i små trinn og deretter visualisere det rekonstruerte bildet i rask rekkefølge (dvs. i en dynamisk visningsmodus). Denne metoden brukes ofte i kontrastforsterket avbildning av blodkar.

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

Multiplanar rekonstruksjon (MPR)

Denne teknikken gjør det mulig å rekonstruere bilder i enhver projeksjon, enten den er koronal, sagittal eller kurvilineær. MPR er et verdifullt verktøy innen brudddiagnostikk og ortopedi. For eksempel gir ikke tradisjonelle aksiale snitt alltid fullstendig informasjon om brudd. En veldig tynn brudd uten forskyvning av fragmenter og forstyrrelse av den kortikale platen kan oppdages mer effektivt ved hjelp av MPR.

[ 41 ], [ 42 ]

Overflateskygget skjerm, SSD

Denne metoden rekonstruerer organ- eller beinoverflaten definert over en gitt terskel i Hounsfield-enheter. Valg av avbildningsvinkel, samt plasseringen av den hypotetiske lyskilden, er nøkkelen til å oppnå en optimal rekonstruksjon (datamaskinen beregner og fjerner skyggeområder fra bildet). Beinoverflaten viser tydelig bruddet i den distale radius demonstrert av MPR.

3D SSD brukes også i kirurgisk planlegging, som ved traumatisk spinalfraktur. Ved å endre bildevinkelen er det enkelt å oppdage et kompresjonsbrudd i brystryggen og vurdere tilstanden til mellomvirvelhullene. Sistnevnte kan undersøkes i flere forskjellige projeksjoner. Sagittal MPR viser et beinfragment som er forskjøvet inn i spinalkanalen.

Grunnleggende regler for avlesning av CT-skanninger

• Anatomisk orientering

Bildet på skjermen er ikke bare en todimensjonal representasjon av de anatomiske strukturene, men inneholder data om gjennomsnittlig vevsabsorpsjon av røntgenstråler, representert av en matrise av 512 x 512 elementer (piksler). Skiven har en viss tykkelse (dS ₎ og er summen av kubiske elementer (voksler) av samme størrelse, kombinert til en matrise. Denne tekniske egenskapen er grunnlaget for den delvise volumeffekten, som forklares nedenfor. Bildene som oppnås sees vanligvis nedenfra (fra kaudalsiden). Derfor er pasientens høyre side til venstre i bildet og omvendt. For eksempel er leveren, som ligger i høyre halvdel av bukhulen, representert på venstre side av bildet. Og organer som ligger til venstre, som magesekk og milt, er synlige i bildet til høyre. Kroppens fremre overflate, i dette tilfellet representert av den fremre bukveggen, er definert i den øvre delen av bildet, og den bakre overflaten med ryggraden er nederst. Det samme prinsippet for bildedannelse brukes i konvensjonell radiografi.

• Effekter på delvis volum

Radiologen bestemmer snitttykkelsen (d _S ). For undersøkelse av bryst- og bukhulen velges vanligvis 8–10 mm, og for hodeskallen, ryggraden, øyehulene og pyramidene i tinningbenene – 2–5 mm. Derfor kan strukturer oppta hele snitttykkelsen eller bare deler av den. Intensiteten av vokselfarging på gråskalaen avhenger av den gjennomsnittlige dempningskoeffisienten for alle dens komponenter. Hvis strukturen har samme form gjennom hele snitttykkelsen, vil den fremstå tydelig omrisset, som i tilfellet med abdominal aorta og vena cava inferior.

Delvolumeffekten oppstår når strukturen ikke opptar hele tykkelsen på skiven. Hvis skiven for eksempel bare inkluderer en del av virvellegemet og en del av disken, er konturene deres uklare. Det samme observeres når organet smalner inne i skiven. Dette er årsaken til den dårlige klarheten i nyrepolene, konturene til galleblæren og urinblæren.

• Forskjellen mellom nodulære og rørformede strukturer

Det er viktig å kunne skille forstørrede og patologisk endrede lymfeknuter fra kar og muskler som er inkludert i tverrsnittet. Det kan være svært vanskelig å gjøre dette fra bare ett snitt, fordi disse strukturene har samme tetthet (og samme gråtone). Derfor er det alltid nødvendig å analysere tilstøtende snitt som ligger mer kranialt og kaudalt. Ved å spesifisere i hvor mange snitt en gitt struktur er synlig, er det mulig å løse dilemmaet om vi ser en forstørret node eller en mer eller mindre lang rørformet struktur: lymfeknuten vil bare bli bestemt i ett eller to snitt og vil ikke bli visualisert i tilstøtende. Aorta, vena cava inferior og muskler, som iliac-lumbal, er synlige gjennom hele den kraniokaudale bildeserien.

Hvis det er mistanke om en forstørret nodulær formasjon på en seksjon, bør legen umiddelbart sammenligne tilstøtende seksjoner for å tydelig avgjøre om denne "formasjonen" rett og slett er et kar eller en muskel i tverrsnitt. Denne taktikken er også god fordi den muliggjør rask etablering av effekten av et privat volum.

• Densitometri (måling av vevstetthet)

Hvis det for eksempel ikke er kjent om væsken som finnes i pleurahulen er effusjon eller blod, forenkler måling av tettheten differensialdiagnose. På samme måte kan densitometri brukes til fokale lesjoner i lever- eller nyreparenkym. Det anbefales imidlertid ikke å trekke en konklusjon basert på vurdering av en enkelt voksel, siden slike målinger ikke er veldig pålitelige. For større pålitelighet er det nødvendig å utvide "interesseområdet" som består av flere vokseler i en fokal lesjon, enhver struktur eller volum av væske. Datamaskinen beregner gjennomsnittlig tetthet og standardavviket.

Man bør være spesielt forsiktig så man ikke overser herdingsartefakter eller delvise volumeffekter. Hvis en lesjon ikke strekker seg over hele snitttykkelsen, inkluderer tetthetsmålingen tilstøtende strukturer. Tettheten til en lesjon vil bare bli målt riktig hvis den fyller hele snitttykkelsen (dS ₎. I dette tilfellet er det mer sannsynlig at målingen vil involvere selve lesjonen snarere enn tilstøtende strukturer. Hvis dS er større enn diameteren til lesjonen, for eksempel en liten lesjon, vil dette resultere i en delvis volumeffekt på ethvert skannenivå.

• Tetthetsnivåer av forskjellige typer stoffer

Moderne enheter kan dekke 4096 gråtoner, som representerer forskjellige tetthetsnivåer i Hounsfield-enheter (HU). Tettheten til vann ble vilkårlig satt til 0 HU, og luft til -1000 HU. En skjerm kan vise maksimalt 256 gråtoner. Imidlertid kan det menneskelige øyet bare skille mellom omtrent 20. Siden spekteret av menneskelige vevstettheter strekker seg bredere enn disse ganske smale grensene, er det mulig å velge og justere bildevinduet slik at bare vev med ønsket tetthetsområde er synlige.

Det gjennomsnittlige vindustetthetsnivået bør settes så nært som mulig tetthetsnivået til vevet som undersøkes. Lungen, på grunn av sin økte luftighet, undersøkes best i et vindu med lave HU-innstillinger, mens for beinvev bør vindusnivået økes betydelig. Bildekontrasten avhenger av vindusbredden: et smalere vindu er mer kontrastrikt, siden 20 grånyanser bare dekker en liten del av tetthetsskalaen.

Det er viktig å merke seg at tetthetsnivået for nesten alle parenkymatøse organer ligger innenfor de smale grensene mellom 10 og 90 HU. Lungene er et unntak, så som nevnt ovenfor må spesielle vindusparametere settes. Når det gjelder blødninger, må det tas hensyn til at tetthetsnivået for nylig koagulert blod er omtrent 30 HU høyere enn for ferskt blod. Tettheten synker deretter igjen i områder med gammel blødning og i områder med trombelyse. Eksudat med et proteininnhold på mer enn 30 g/L er ikke lett å skille fra transudat (med et proteininnhold under 30 g/L) med standard vindusinnstillinger. I tillegg må det sies at den høye graden av tetthetsoverlapping, for eksempel i lymfeknuter, milt, muskel og bukspyttkjertel, gjør det umulig å fastslå vevsidentiteten basert på tetthetsvurdering alene.

Avslutningsvis bør det bemerkes at normale vevstetthetsverdier også varierer mellom individer og endres under påvirkning av kontrastmidler i det sirkulerende blodet og i organet. Det siste aspektet er av spesiell betydning for studiet av det urogenitale systemet og gjelder intravenøs administrering av kontrastmidler. I dette tilfellet begynner kontrastmidlet raskt å bli utskilt av nyrene, noe som fører til en økning i tettheten av nyreparenkymet under skanning. Denne effekten kan brukes til å vurdere nyrefunksjonen.

• Dokumentasjon av forskning i ulike vinduer

Når bildet er tatt, er det nødvendig å overføre bildet til film (ta en papirkopi) for å dokumentere undersøkelsen. For eksempel, når man vurderer tilstanden til mediastinum og bløtvev i brystet, settes et vindu slik at muskler og fettvev tydelig visualiseres i gråtoner. I dette tilfellet brukes et bløtvevvindu med et sentrum på 50 HU og en bredde på 350 HU. Som et resultat er vev med en tetthet fra -125 HU (50-350/2) til +225 HU (50+350/2) representert i grått. Alt vev med en tetthet lavere enn -125 HU, for eksempel lungen, vises svart. Vev med en tetthet høyere enn +225 HU er hvitt, og deres indre struktur er ikke differensiert.

Hvis det er nødvendig å undersøke lungeparenkymet, for eksempel når nodulære formasjoner er utelukket, bør vinduets sentrum reduseres til -200 HU, og bredden økes (2000 HU). Ved bruk av dette vinduet (lungevinduet) differensieres lavtetthets lungestrukturer bedre.

For å oppnå maksimal kontrast mellom hjernens grå og hvite substans, bør man velge et spesielt hjernevindu. Siden tetthetene av grå og hvit substans bare avviker litt, bør bløtvevsvinduet være svært smalt (80–100 HU) og ha høy kontrast, og sentrum bør være midt i hjernevevets tetthetsverdier (35 HU). Med slike innstillinger er det umulig å undersøke hodeskallebeina, siden alle strukturer med en tettere tykkelse enn 75–85 HU fremstår hvite. Derfor bør sentrum og bredden av beinvinduet være betydelig høyere – henholdsvis omtrent +300 HU og 1500 HU. Metastaser i bakhodebeinet visualiseres bare når man bruker et beinvindu, men ikke et hjernevindu. På den annen side er hjernen praktisk talt usynlig i beinvinduet, så små metastaser i hjernestoffet vil ikke være synlige. Vi bør alltid huske disse tekniske detaljene, siden bilder i alle vinduer i de fleste tilfeller ikke overføres til film. Legen som utfører undersøkelsen ser bildene på skjermen i alle vinduer for ikke å gå glipp av viktige tegn på patologi.

[ 43 ], [ 44 ], [ 45 ]