Počítačová tomografie - metoda nedestruktivního studia vnitřní struktury objektu vrstva po vrstvě, byla navržena v roce 1972 Godfrey Hounsfieldem a Allanem Cormackem , kteří za tento vývoj získali Nobelovu cenu . Metoda je založena na měření a komplexním počítačovém zpracování rozdílu v útlumu rentgenového záření tkáněmi různé hustoty. V současné době je rentgenová počítačová tomografie hlavní tomografickou metodou pro vyšetření lidských vnitřních orgánů pomocí rentgenového záření.
První matematické algoritmy pro CT byly vyvinuty v roce 1917 rakouským matematikem I. Radonem (viz Radonova transformace ). Fyzikálním základem metody je exponenciální zákon útlumu záření , který platí pro čistě absorbující média. V oblasti rentgenového záření je exponenciální zákon spokojen s vysokou mírou přesnosti, takže vyvinuté matematické algoritmy byly poprvé aplikovány speciálně pro rentgenovou počítačovou tomografii.
V roce 1963 americký fyzik A. Cormack opakovaně (ovšem jiným způsobem než Radon) řešil problém tomografického restaurování a v roce 1969 anglický inženýr-fyzik G. Hounsfield z firmy EMI zkonstruoval "EMI-skener" - první počítačový rentgenový tomograf, jehož klinické zkoušky prošly v roce 1971 – určený pouze pro skenování hlavy. Prostředky na rozvoj ČT přidělovalo EMI zejména díky vysokému příjmu ze smlouvy s The Beatles [1] .
V roce 1979 byla Cormackovi a Hounsfieldovi udělena Nobelova cena za fyziologii a medicínu „za vývoj počítačové tomografie“.
Snímky získané rentgenovou počítačovou tomografií mají své protějšky v historii studia anatomie . Zejména Nikolaj Ivanovič Pirogov vyvinul novou metodu pro studium vzájemné polohy orgánů operujícími chirurgy, nazvanou topografická anatomie . Podstatou metody bylo studium zmrzlých mrtvol, rozřezaných ve vrstvách v různých anatomických rovinách („anatomická tomografie“). Pirogov publikoval atlas s názvem „Topografická anatomie, ilustrovaná řezy provedenými ve zmrzlém lidském těle ve třech směrech“. Obrázky v atlasu ve skutečnosti předpokládaly výskyt podobných obrázků získaných metodami výzkumu radiační tomografie. Moderní metody získávání snímků vrstvy po vrstvě mají samozřejmě nesrovnatelné výhody: netraumatické, umožňující in vivo diagnostiku onemocnění; možnost hardwarové reprezentace v různých anatomických rovinách (projekcích) jednou přijatých „surových“ CT dat, stejně jako trojrozměrná rekonstrukce ; schopnost nejen posoudit velikost a relativní polohu orgánů, ale také podrobně studovat jejich strukturální rysy a dokonce i některé fyziologické charakteristiky na základě indikátorů hustoty rentgenového záření a jejich změn během intravenózního zvýšení kontrastu.
V neurochirurgii se před zavedením počítačové tomografie používaly ventrikulo- a pneumoencefalografie navržené v letech 1918-1919 Walterem Dandym. Pneumoencefalografie poprvé umožnila neurochirurgům vizualizovat intrakraniální novotvary pomocí rentgenového záření. Prováděly se zavedením vzduchu buď přímo do komorového systému mozku (ventrikulografie) nebo lumbální punkcí do subarachnoidálního prostoru (pneumoencefalografie). Ventrikulografie, navržená Dandym v roce 1918, měla svá omezení, protože vyžadovala zavedení otřepu a ventrikulopunkturu pro diagnostické účely. Pneumoencefalografie, popsaná v roce 1919, byla méně invazivní technikou a byla široce používána k diagnostice intrakraniálních hmot. Obě metody však byly invazivní a byly doprovázeny výskytem intenzivních bolestí hlavy, zvracením u pacientů a nesly řadu rizik. Se zavedením počítačové tomografie se proto přestaly v klinické praxi používat. Tyto metody byly nahrazeny bezpečnější CT ventrikulografií a CT cisternografií, využívanými podle striktních indikací mnohem méně často [2] , spolu s široce používanou nekontrastní počítačovou tomografií mozku.
Pro vizuální a kvantitativní hodnocení hustoty struktur vizualizovaných počítačovou tomografií se používá škála útlumu rentgenového záření, nazývaná Hounsfieldova škála (její vizuální odraz na monitoru přístroje je černobílé obrazové spektrum). Rozsah jednotek stupnice („ denzitometrické indikátory , anglicky Hounsfield units “), odpovídající stupni zeslabení rentgenového záření anatomickými strukturami těla, je od −1024 do +3071, tedy 4096 čísel útlumu. Průměrná hodnota v Hounsfieldově stupnici (0 HU) odpovídá hustotě vody, záporné hodnoty škály odpovídají vzduchu a tukové tkáni, kladné hodnoty odpovídají měkkým tkáním, kostní tkáni a hustší látky (kov). V praktických aplikacích se mohou naměřené hodnoty útlumu mírně lišit přístroj od přístroje.
"Rentgenová hustota" - průměrná hodnota absorpce záření tkání; při hodnocení komplexní anatomické a histologické struktury nám měření její „hustoty rentgenového záření“ neumožňuje vždy přesně určit, která tkáň je vizualizována (např. měkké tkáně nasycené tukem mají hustotu odpovídající hustotě vody) .
Běžný počítačový monitor je schopen zobrazit až 256 odstínů šedi, některé specializované lékařské přístroje jsou schopny zobrazit až 1024 odstínů. Vzhledem ke značné šířce Hounsfieldovy stupnice a neschopnosti stávajících monitorů odrážet celý její rozsah černobíle je použit softwarový přepočet šedého gradientu v závislosti na zájmovém intervalu stupnice. Černobílé spektrum obrazu lze využít jak v širokém rozsahu („okně“) denzitometrických ukazatelů (zobrazeny jsou struktury všech hustot, ale nelze rozlišit struktury, které jsou si blízké hustotou), tak v víceméně úzký s danou úrovní svého středu a šířky („okno plic“, „okno měkkých tkání“ atd., v tomto případě se informace o strukturách, jejichž hustota je mimo rozsah, ztrácí, ale struktury se uzavírají dovnitř hustota jsou jasně rozlišitelné). Změnu středu okna a jeho šířky lze přirovnat ke změně jasu a kontrastu obrázku.
| Látka | HU |
|---|---|
| Vzduch | −1000 |
| Tlustý | −120 |
| Voda | jeden |
| měkkých tkání | +40 |
| Kosti | +400 a více |
Moderní CT skener je komplexní softwarový a hardwarový komplex. Mechanické komponenty a díly jsou vyrobeny s nejvyšší přesností. Ultracitlivé detektory se používají k záznamu rentgenového záření , které prošlo médiem . Design a materiály použité při jejich výrobě se neustále zdokonalují. Při výrobě počítačové tomografie jsou nejpřísnější požadavky kladeny na zářiče rentgenového záření. Nedílnou součástí přístroje je rozsáhlý softwarový balík , který umožňuje provádět celou škálu počítačových tomografických (CT) studií s optimálními parametry, provádět následné zpracování a analýzu CT snímků.
Z matematického hlediska se budování obrazu redukuje na řešení soustavy lineárních rovnic . Takže například pro získání tomogramu o velikosti 200 × 200 pixelů systém zahrnuje 40 000 rovnic. Pro řešení takových systémů byly vyvinuty specializované metody založené na paralelním počítání .
Pokrok CT přímo souvisí s nárůstem počtu detektorů, tedy nárůstem počtu současně sbíraných projekcí.
Zařízení 1. generace se objevilo v roce 1973. První generace CT strojů byla krok za krokem. Jedna trubice byla namířena na jeden detektor. Skenování bylo prováděno krok za krokem, přičemž každá vrstva byla provedena jednou otáčkou. Každá vrstva byla zpracovávána asi 4 minuty.
U 2. generace CT přístrojů bylo použito provedení ventilátorového typu. Na rotačním prstenci naproti rentgence bylo instalováno několik detektorů. Doba zpracování obrazu byla 20 sekund.
3. generace CT skenerů zavedla koncept helikálního CT skenování. Trubice a detektory v jednom kroku stolu synchronně prováděly plnou rotaci ve směru hodinových ručiček, což výrazně zkrátilo dobu studie. Zvýšil se také počet detektorů. Doba zpracování a rekonstrukce se výrazně zkrátila.
4. generace má 1088 luminiscenčních senzorů umístěných po celém portálovém prstenci . Otáčí se pouze rentgenka. Díky této metodě se doba rotace zkrátila na 0,7 sekundy. Ale u CT přístrojů 3. generace není v kvalitě obrazu žádný významný rozdíl.
Šroubové CT se v klinické praxi používá od roku 1988 , kdy Siemens Medical Solutions představila první šroubovicový CT skener. Spirální skenování spočívá v současném provádění dvou akcí: kontinuální rotace zdroje - rentgenky , která generuje záření kolem těla pacienta , a kontinuální translační pohyb stolu s pacientem podél podélné skenovací osy z skrz otvor gantry . . V tomto případě bude mít dráha rentgenky vzhledem k ose z (směr pohybu stolu s tělem pacienta) tvar spirály.
Na rozdíl od sekvenčního CT může rychlost pohybu stolu s tělem pacienta nabývat libovolných hodnot určených cíli studie. Čím vyšší je rychlost pohybu stolu, tím větší je rozsah snímací plochy. Důležité je, že délka dráhy stolu na jednu otáčku rentgenky může být 1,5-2x větší než tloušťka tomografické vrstvy bez zhoršení prostorového rozlišení obrazu.
Technologie helikálního skenování výrazně zkrátila čas strávený CT vyšetřeními a výrazně snížila radiační zátěž pacienta.
Vícevrstvá ("multispirální", "multi-slice" počítačová tomografie - MSCT) byla poprvé představena společností Elscint Co. v roce 1992. Zásadní rozdíl mezi MSCT a spirálními tomografy předchozích generací je v tom, že po obvodu gantry není umístěna jedna, ale dvě nebo více řad detektorů. Aby rentgenové záření bylo současně přijímáno detektory umístěnými v různých řadách, byl vyvinut nový - trojrozměrný geometrický tvar paprsku.
V roce 1992 se objevil první dvouplátkový (double-helix) MSCT se dvěma řadami detektorů a v roce 1998 čtyřplátkový (čtyřšroubovice) se čtyřmi řadami detektorů, resp. Kromě výše uvedených vlastností byl zvýšen počet otáček rentgenky z jedné na dvě za sekundu. Čtyřdrátový MSCT páté generace je tedy nyní osmkrát rychlejší než konvenční šroubovicový CT čtvrté generace. V letech 2004-2005 bylo prezentováno 32, 64 a 128 řezů MSCT, včetně těch se dvěma rentgenovými trubicemi. V roce 2007 uvedla Toshiba na trh CT skenery s 320 řezy, v roce 2013 pak 512 a 640 řezy. Umožňují nejen získat obrazy, ale také umožňují pozorovat fyziologické procesy probíhající v mozku a srdci téměř v „reálném“ čase. .
Charakteristickým rysem takového systému je schopnost skenovat celý orgán (srdce, klouby, mozek atd.) jedním otočením rentgenky, což zkracuje dobu vyšetření, stejně jako schopnost skenovat srdce v pacientů trpících arytmií.
Výhody MSCT oproti konvenčnímu šroubovicovému CTVšechny tyto faktory výrazně zvyšují rychlost a informační obsah výzkumu.
Hlavní nevýhodou metody zůstává vysoká radiační zátěž pacienta, a to i přesto, že za dobu existence CT byla výrazně snížena.
Výhodou pole detektorů je, že počet detektorů v řadě lze snadno zvýšit a získat tak více sekcí na jednu otáčku rentgenky. Vzhledem k tomu, že počet samotných prvků je v adaptivním poli detektorů menší, je také menší počet mezer mezi nimi, což snižuje radiační zátěž pacienta a snižuje elektronický šum. Proto tři ze čtyř světových výrobců MSCT zvolili tento typ.
Všechny výše uvedené novinky nejen zvyšují prostorové rozlišení , ale díky speciálně vyvinutým rekonstrukčním algoritmům mohou výrazně snížit počet a velikost artefaktů (cizí prvky) v CT snímcích.
Hlavní výhodou MSCT oproti single-slice CT je možnost získat izotropní obraz při skenování s tloušťkou submilimetrového řezu (0,5 mm). Izotropní obraz lze získat, pokud jsou plochy voxelu obrazové matice stejné, to znamená, že voxel má tvar krychle . V tomto případě se prostorová rozlišení v příčné rovině x—y a podél podélné osy z stanou stejnými .
V roce 2005 představila společnost Siemens Medical Solutions první přístroj se dvěma zdroji rentgenového záření (Dual Source Computed Tomography). Teoretické předpoklady pro jeho vznik byly již v roce 1979 , ale jeho realizace byla v té době technicky nemožná.
Ve skutečnosti jde o jedno z logických pokračování technologie MSCT. Faktem je, že při vyšetření srdce (CT koronarografie) je nutné získat snímky objektů, které jsou v neustálém a rychlém pohybu, což vyžaduje velmi krátkou dobu skenování. U MSCT toho bylo dosaženo synchronizací EKG a konvenčního vyšetření s rychlou rotací trubice. Ale minimální doba potřebná k registraci relativně stacionárního řezu pro MSCT s dobou otáčení trubice 0,33 s (≈3 otáčky za sekundu) je 173 ms , což je doba poloviční otáčky trubice. Toto časové rozlišení je zcela dostatečné pro normální srdeční frekvence (studie prokázaly účinnost při frekvencích pod 65 úderů za minutu a kolem 80, s mezerou malé účinnosti mezi těmito frekvencemi a při vyšších hodnotách). Nějakou dobu se pokoušeli zvýšit rychlost otáčení trubice v portálu tomografu. V současné době je dosažena hranice technických možností pro její zvýšení, neboť při obratu trubky 0,33 s se její hmotnost zvyšuje faktorem 28 ( přetížení 28 g ). K dosažení časového rozlišení menšího než 100 ms je zapotřebí překonat přetížení větší než 75 g.
Použití dvou rentgenových trubic umístěných pod úhlem 90° poskytuje časové rozlišení rovnající se čtvrtině periody otáčky trubice (83 ms pro otáčku 0,33 s). To umožnilo získat snímky srdce bez ohledu na rychlost kontrakcí.
Takové zařízení má také další významnou výhodu: každá trubice může pracovat ve svém vlastním režimu (při různých hodnotách napětí a proudu, kV a mA). To umožňuje na snímku lépe odlišit blízké objekty různé hustoty. To je důležité zejména při kontrastu cév a útvarů, které jsou blízko kostí nebo kovových struktur. Tento efekt je založen na rozdílné absorpci záření při změně jeho parametrů ve směsi krve a kontrastní látky obsahující jód, přičemž tento parametr zůstává nezměněn u hydroxyapatitu (základ kosti) nebo kovů.
Jinak jsou přístroje konvenčními přístroji MSCT a mají všechny své výhody.
Masivní zavádění nových technologií a počítačových výpočtů umožnilo zavést do praxe takové metody, jako je virtuální endoskopie , které jsou založeny na CT a MRI .
Ke zlepšení diferenciace orgánů od sebe navzájem, stejně jako normálních a patologických struktur, se používají různé metody zvýšení kontrastu (nejčastěji pomocí kontrastních látek obsahujících jód ).
Dva hlavní typy podání kontrastní látky jsou orální (pacient s určitým režimem vypije roztok léku) a intravenózní (provádí zdravotnický personál). Hlavním účelem první metody je kontrastovat duté orgány gastrointestinálního traktu; druhá metoda umožňuje posoudit povahu akumulace kontrastní látky tkáněmi a orgány prostřednictvím oběhového systému. Metody intravenózního zvýšení kontrastu v mnoha případech umožňují objasnit povahu zjištěných patologických změn (včetně poměrně přesně indikovat přítomnost nádorů, až do předpokladu jejich histologické struktury ) na pozadí měkkých tkání, které je obklopují. stejně jako k vizualizaci změn, které nejsou detekovány během normálního ("nativního") výzkumu.
Intravenózní kontrast lze naopak provádět dvěma způsoby: „manuálním“ intravenózním kontrastem a bolusovým kontrastem .
U první metody je kontrast zaváděn manuálně RTG laborantem nebo procedurální sestrou, doba a rychlost podání nejsou regulovány, studie začíná po zavedení kontrastní látky. Tato metoda se používá na „pomalých“ přístrojích prvních generací, v MSCT již „ruční“ podávání kontrastní látky neodpovídá výrazně zvýšeným možnostem metody.
Se zvýšením bolusového kontrastu je kontrastní látka injikována intravenózně injekční stříkačkou při nastavené rychlosti a době podávání látky. Účelem zvýšení kontrastu bolusu je vymezit fáze zvýšení kontrastu. Doba skenování se liší mezi přístroji, při různých rychlostech vstřikování kontrastní látky a mezi pacienty; v průměru při rychlosti vstřikování léku 4–5 ml/s začíná skenování přibližně 20–30 sekund po zahájení injekce kontrastního injektoru, přičemž je vizualizováno plnění tepen (arteriální fáze zesílení kontrastu). Po 40–60 sekundách přístroj znovu naskenuje stejnou oblast, aby se zvýraznila portálně-žilní fáze, ve které je vizualizováno kontrastování žil. Rozlišuje se také opožděná fáze (180 sekund po zahájení podávání), při které je pozorováno vylučování kontrastní látky močovým systémem.
CT angiografie umožňuje získat vrstvenou sérii snímků krevních cév; Na základě získaných dat je pomocí počítačového postprocesingu s 3D rekonstrukcí sestaven trojrozměrný model oběhového systému.
Spirální CT angiografie je jedním z nejnovějších pokroků v oblasti rentgenové počítačové tomografie. Studie se provádí ambulantně. Do kubitální žíly se vstříkne kontrastní látka obsahující jód v objemu asi 100 ml . V době zavedení kontrastní látky se provádí série skenů zkoumané oblasti.
Metoda, která umožňuje vyhodnotit průchod krve tkáněmi těla, zejména:
Počítačová tomografie je široce používána v medicíně pro několik účelů:
Při předepisování CT vyšetření, stejně jako při předepisování jakýchkoli rentgenových studií, je třeba vzít v úvahu následující aspekty [4] :
Konečné rozhodnutí o proveditelnosti, rozsahu a typu výzkumu činí radiolog [5] .
Bez kontrastu:
S kontrastem:
Také počítačová tomografie zvyšuje frekvenci poškození DNA . Při provádění počítačové tomografie byla dávka záření 150krát vyšší než u jednoho rentgenu hrudníku [6] .
| Lékařské zobrazovací metody | |
|---|---|
| rentgen | |
| Magnetická rezonance | |
| Radionuklid | |
| Optický (laser) | |
| Ultrazvukový |
|
| Endoskopické | |