Computertomografi: konventionel, spiral-CT-scanning

Computertomografi er en særlig type røntgenundersøgelse, der udføres ved indirekte at måle dæmpningen eller svækkelsen af røntgenstråler fra forskellige positioner defineret omkring den patient, der undersøges. I bund og grund ved vi kun:

• hvad der forlader røntgenrøret,
• som når detektoren, og
• Hvad er placeringen af røntgenrøret og detektoren i hver position?

Alt andet følger af denne information. De fleste CT-sektioner er orienteret lodret i forhold til kroppens akse. De kaldes normalt aksiale eller tværgående sektioner. For hver sektion roterer røntgenrøret omkring patienten, og sektionens tykkelse vælges på forhånd. De fleste CT-scannere fungerer efter princippet om konstant rotation med en vifteformet divergens af strålerne. I dette tilfælde er røntgenrøret og detektoren stift koblet sammen, og deres rotationsbevægelser omkring det scannede område sker samtidig med udsendelse og optagelse af røntgenstråler. Således når røntgenstråler, der passerer gennem patienten, detektorerne, der er placeret på den modsatte side. Vifteformet divergens forekommer i området fra 40° til 60°, afhængigt af enhedens design, og bestemmes af vinklen, der starter fra røntgenrørets fokuspunkt og udvider sig i form af en sektor til de ydre grænser af rækken af detektorer. Normalt dannes et billede med hver rotation på 360°, og de opnåede data er tilstrækkelige til dette. Under scanningen måles dæmpningskoefficienter på mange punkter, hvilket danner en dæmpningsprofil. Faktisk er dæmpningsprofiler intet andet end et sæt signaler modtaget fra alle detektorkanaler fra en given vinkel i rør-detektor-systemet. Moderne CT-scannere er i stand til at transmittere og indsamle data fra cirka 1400 positioner i detektor-rør-systemet over en 360° cirkel, eller cirka 4 positioner pr. grad. Hver dæmpningsprofil inkluderer målinger fra 1500 detektorkanaler, dvs. cirka 30 kanaler pr. grad, forudsat en stråledivergensvinkel på 50°. Ved begyndelsen af undersøgelsen, når patientbordet bevæger sig med konstant hastighed ind i gantryen, tages et digitalt røntgenbillede (et "scanogram" eller "topogram"), hvorpå de nødvendige snit senere kan planlægges. Ved CT-undersøgelse af rygsøjlen eller hovedet roteres gantryen i den ønskede vinkel, hvorved optimal orientering af snitene opnås.

Computertomografi bruger komplekse aflæsninger fra en røntgensensor, der roterer rundt om patienten, for at producere et stort antal forskellige dybdespecifikke billeder (tomogrammer), som digitaliseres og konverteres til tværsnitsbilleder. CT giver 2- og 3-dimensionel information, som ikke er mulig med almindelige røntgenbilleder og med en meget højere kontrastopløsning. Som et resultat er CT blevet den nye standard til billeddannelse af de fleste intrakranielle, hoved- og hals-, intrathorakale og intraabdominale strukturer.

Tidlige CT-scannere brugte kun én røntgensensor, og patienten bevægede sig trinvist gennem scanneren og stoppede for hvert billede. Denne metode er i vid udstrækning blevet erstattet af spiral-CT: patienten bevæger sig kontinuerligt gennem scanneren, som roterer og tager billeder kontinuerligt. Spiral-CT reducerer billeddannelsestiden og pladetykkelsen betydeligt. Brugen af scannere med flere sensorer (4-64 rækker røntgensensorer) reducerer yderligere billeddannelsestiden og muliggør pladetykkelser på mindre end 1 mm.

Med så mange viste data kan billeder rekonstrueres fra næsten enhver vinkel (som det gøres i MR) og kan bruges til at konstruere 3-dimensionelle billeder, samtidig med at en diagnostisk billeddannelsesløsning opretholdes. Kliniske anvendelser omfatter CT-angiografi (f.eks. til evaluering af lungeemboli) og hjertebilleddannelse (f.eks. koronarangiografi, evaluering af koronararteriehærdning). Elektronstråle-CT, en anden type hurtig CT, kan også bruges til at evaluere koronararteriehærdning.

CT-scanninger kan udføres med eller uden kontrastmiddel. CT uden kontrastmiddel kan detektere akut blødning (som fremstår lys hvid) og karakterisere knoglebrud. Kontrastmiddel-CT bruger intravenøs eller oral kontrastmiddel, eller begge dele. IV-kontrastmiddel, svarende til det, der anvendes i almindelige røntgenbilleder, bruges til at afbilde tumorer, infektion, inflammation og bløddelsskader og til at evaluere det vaskulære system, som i tilfælde af mistanke om lungeemboli, aortaaneurisme eller aortadissektion. Nyreudskillelse af kontrastmiddel muliggør evaluering af det urogenitale system. For information om kontrastmiddelreaktioner og deres fortolkning, se:

Oral kontrast bruges til at afbilde abdominalområdet; dette hjælper med at adskille tarmstrukturen fra den omgivende struktur. Standard oral kontrast, bariumjodid, kan bruges, når der er mistanke om tarmperforation (f.eks. på grund af traume); lavosmolær kontrast bør bruges, når risikoen for aspiration er høj.

Strålingseksponering er et vigtigt aspekt ved brug af CT. Strålingsdosis fra en rutinemæssig CT-scanning af abdomen er 200 til 300 gange højere end den strålingsdosis, der modtages fra et typisk røntgenbillede af brystkassen. CT er nu den mest almindelige kilde til kunstig stråling for størstedelen af befolkningen og tegner sig for mere end to tredjedele af den samlede medicinske strålingseksponering. Denne grad af menneskelig eksponering er ikke ubetydelig; livstidsrisikoen for strålingseksponering for børn, der i dag udsættes for CT-stråling, anslås at være meget højere end for voksne. Derfor skal behovet for CT-undersøgelse nøje afvejes mod den potentielle risiko for hver enkelt patient.

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

Multislice computertomografi

Multidetektor spiral computertomografi (multislice computertomografi)

CT-scannere med flere rækker detektorer er den nyeste generation af scannere. Modsat røntgenrøret er der ikke én, men flere rækker detektorer. Dette giver mulighed for en betydelig reduktion af undersøgelsestiden og forbedret kontrastopløsning, hvilket f.eks. muliggør en klarere visualisering af kontrasterende blodkar. Rækkerne af Z-aksedetektorer modsat røntgenrøret har forskellig bredde: den ydre række er bredere end den indre. Dette giver bedre betingelser for billedrekonstruktion efter dataindsamling.

[ 5 ], [ 6 ], [ 7 ]

Sammenligning af traditionel og spiral computertomografi

Konventionelle CT-scanninger optager en række sekventielle, ligeligt fordelte billeder gennem en specifik kropsdel, såsom maven eller hovedet. En kort pause efter hvert snit er nødvendig for at flytte bordet med patienten til den næste forudbestemte position. Tykkelse og overlap/mellemsnitsafstand er forudbestemt. Rådataene for hvert niveau gemmes separat. En kort pause mellem snittene giver den bevidste patient mulighed for at trække vejret, hvorved man undgår store respiratoriske artefakter i billedet. Undersøgelsen kan dog tage flere minutter, afhængigt af scanningsområdet og patientens størrelse. Det er vigtigt at time billedoptagelsen efter IV CS, hvilket er særligt vigtigt for at vurdere perfusionseffekter. CT er den foretrukne metode til at opnå et komplet 2D aksialt billede af kroppen uden interferens fra knogler og/eller luft, som set på konventionelle røntgenbilleder.

Ved spiralformet computertomografi med enkelt- og flerrækket detektorarrangement (MSCT) sker indsamlingen af patientundersøgelsesdata kontinuerligt under bordets fremføring ind i gantryen. Røntgenrøret beskriver en spiralformet bane omkring patienten. Bordets fremføring koordineres med den tid, det tager for røret at rotere 360° (spiralpitch) - dataindsamlingen fortsætter kontinuerligt og fuldt ud. En sådan moderne teknik forbedrer tomografien betydeligt, fordi respirationsartefakter og støj ikke påvirker det enkelte datasæt så væsentligt som ved traditionel computertomografi. En enkelt rå database bruges til at rekonstruere snit med forskellig tykkelse og forskellige intervaller. Delvis overlapning af snit forbedrer rekonstruktionsmulighederne.

Dataindsamling til en fuld abdominalscanning tager 1 til 2 minutter: 2 eller 3 spiraler, der hver varer 10 til 20 sekunder. Tidsbegrænsningen skyldes patientens evne til at holde vejret og behovet for at afkøle røntgenrøret. Der kræves yderligere tid til at rekonstruere billedet. Ved vurdering af nyrefunktionen kræves en kort pause efter administration af kontrastmidlet for at give mulighed for udskillelse af kontrastmidlet.

En anden vigtig fordel ved spiralmetoden er evnen til at detektere patologiske formationer, der er mindre end snittykkelsen. Små levermetastaser kan overses, hvis de ikke falder ned i snittet på grund af patientens ujævne vejrtrækningsdybde under scanningen. Metastaser kan let detekteres ud fra spiralmetodens rådata, når snit opnået med overlappende snit rekonstrueres.

[ 8 ]

Rumlig opløsning

Billedrekonstruktion er baseret på forskelle i kontrasten mellem individuelle strukturer. På dette grundlag oprettes en billedmatrix af visualiseringsområdet på 512 x 512 eller flere billedelementer (pixels). Pixels vises på skærmen som områder med forskellige gråtoner afhængigt af deres dæmpningskoefficient. Faktisk er disse ikke engang firkanter, men terninger (voxels = volumetriske elementer), der har en længde langs kropsaksen, der svarer til skivens tykkelse.

Billedkvaliteten forbedres med mindre voxels, men dette gælder kun for den rumlige opløsning; yderligere udtynding af skiven reducerer signal-støj-forholdet. En anden ulempe ved tynde skiver er den øgede strålingsdosis til patienten. Små voxels med ens dimensioner i alle tre dimensioner (isotropisk voxel) tilbyder dog betydelige fordele: multiplanar rekonstruktion (MPR) i koronale, sagittale eller andre projektioner præsenteres på billedet uden en trinkontur. Brug af voxels med ulige dimensioner (anisotropiske voxels) til MPR fører til forekomst af hakker i det rekonstruerede billede. For eksempel kan det være vanskeligt at udelukke en fraktur.

[ 9 ], [ 10 ]

Spiraltrin

Spiralens stigning karakteriserer graden af bordbevægelse i mm pr. rotation og snittets tykkelse. Langsom bordbevægelse danner en komprimeret spiral. Acceleration af bordbevægelsen uden at ændre snittets tykkelse eller rotationshastigheden skaber plads mellem snittene på den resulterende spiral.

Oftest forstås spiralstigningen som forholdet mellem bordets bevægelse (fremføring) under gantryrotation, udtrykt i mm, og kollimeringen, også udtrykt i mm.

Da dimensionerne (mm) i tæller og nævner er afbalancerede, er helixpitchen en dimensionsløs størrelse. For MSCT tages den såkaldte volumetriske helixpitch normalt som forholdet mellem bordfremføringen og en enkelt skive snarere end det samlede antal skiver langs Z-aksen. I eksemplet ovenfor er den volumetriske helixpitch 16 (24 mm / 1,5 mm). Der er dog en tendens til at vende tilbage til den første definition af helixpitchen.

Nye scannere tilbyder muligheden for at vælge en kraniokaudal (Z-akse) forlængelse af studieområdet på topogrammet. Derudover justeres rørrotationstid, skivekollimering (tynd eller tyk skive) og studietid (åndedrætsinterval) efter behov. Software som SureView beregner den passende spiralhældning og indstiller normalt værdien mellem 0,5 og 2,0.

[ 11 ], [ 12 ]

Skivekollimering: Opløsning langs Z-aksen

Billedopløsningen (langs Z-aksen eller patientens kropsakse) kan også tilpasses den specifikke diagnostiske opgave ved hjælp af kollimering. Skiver med en tykkelse på 5 til 8 mm er fuldt ud i overensstemmelse med standard abdominalundersøgelse. Den præcise lokalisering af små knoglebrudsfragmenter eller vurderingen af subtile lungeforandringer kræver dog brug af tynde skiver (0,5 til 2 mm). Hvad bestemmer skivetykkelsen?

Begrebet kollimering defineres som at opnå et tyndt eller tykt snit langs patientens krops længdeakse (Z-aksen). Lægen kan begrænse den vifteformede divergens af strålingsstrålen fra røntgenrøret med en kollimator. Størrelsen på kollimatorens åbning regulerer passagen af stråler, der rammer detektorerne bag patienten i en bred eller smal strøm. Indsnævring af strålingsstrålen forbedrer den rumlige opløsning langs patientens Z-akse. Kollimatoren kan placeres ikke kun umiddelbart ved rørets udgang, men også direkte foran detektorerne, dvs. "bag" patienten set fra siden af røntgenkilden.

Et kollimatoraperturafhængigt system med én række detektorer bag patienten (enkelt snit) kan producere snit på 10 mm, 8 mm, 5 mm eller endda 1 mm. CT-scanning med meget tynde snit kaldes "højopløsnings-CT" (HRCT). Hvis snittykkelsen er mindre end en millimeter, kaldes det "ultrahøjopløsnings-CT" (UHRCT). UHRCT, der bruges til at undersøge petrous-knoglen med snit på ca. 0,5 mm, afslører fine frakturlinjer, der passerer gennem kraniebunden eller hørebeinene i trommehulen. For leveren bruges højkontrastopløsning til at detektere metastaser, hvilket kræver snit af noget større tykkelse.

[ 13 ], [ 14 ], [ 15 ]

Detektorplaceringsordninger

Yderligere udvikling af single-slice spiralteknologi førte til introduktionen af multi-slice (multi-spiral) teknikker, som ikke bruger én, men flere rækker af detektorer placeret vinkelret på Z-aksen modsat røntgenkilden. Dette gør det muligt at indsamle data fra flere sektioner samtidigt.

På grund af strålingens vifteformede divergens skal detektorrækkerne have forskellige bredder. Detektorernes arrangement er således, at detektorernes bredde øges fra midten til kanten, hvilket muliggør varierende kombinationer af tykkelse og antal opnåede skiver.

For eksempel kan et 16-snitsstudie udføres med 16 tynde skiver med høj opløsning (for Siemens Sensation 16 er dette teknikken på 16 x 0,75 mm) eller med 16 snit med dobbelt tykkelse. Ved iliofemoral CT-angiografi foretrækkes det at opnå et volumensnit i én cyklus langs Z-aksen. I dette tilfælde er kollimeringsbredden 16 x 1,5 mm.

Udviklingen af CT-scannere sluttede ikke med 16 skiver. Dataindsamling kan fremskyndes ved at bruge scannere med 32 og 64 rækker detektorer. Tendensen mod tyndere skiver fører dog til højere strålingsdoser for patienten, hvilket kræver yderligere og allerede mulige foranstaltninger for at reducere strålingseksponeringen.

Ved undersøgelse af lever og bugspytkirtel foretrækker mange specialister at reducere skivetykkelsen fra 10 til 3 mm for at forbedre billedskarpheden. Dette øger dog støjniveauet med cirka 80 %. For at opretholde billedkvaliteten er det derfor nødvendigt enten yderligere at øge strømstyrken på røret, dvs. øge strømstyrken (mA) med 80 %, eller at øge scanningstiden (mAs-produktet øges).

[ 16 ], [ 17 ]

Algoritme for billedrekonstruktion

Spiral-CT har en yderligere fordel: Under billedrekonstruktionsprocessen måles de fleste data faktisk ikke i et bestemt snit. I stedet interpoleres målinger uden for det pågældende snit med de fleste værdier nær snittet og bliver snitspecifikke data. Med andre ord: resultaterne af databehandlingen nær snittet er vigtigere for at rekonstruere billedet af et bestemt snit.

Et interessant fænomen følger af dette. Patientdosis (i mGy) er defineret som mAs pr. rotation divideret med helixpitchen, og dosis pr. billede er lig med mAs pr. rotation uden at tage højde for helixpitchen. Hvis indstillingerne for eksempel er 150 mAs pr. rotation med en helixpitch på 1,5, så er patientdosis 100 mAs, og dosis pr. billede er 150 mAs. Derfor kan brugen af helixteknologi forbedre kontrastopløsningen ved at vælge en høj mAs-værdi. Dette gør det muligt at øge billedkontrasten, vævsopløsningen (billedklarheden) ved at mindske skivetykkelsen og at vælge en pitch- og helixintervallængde, således at patientdosis reduceres! Således kan et stort antal skiver opnås uden at øge dosis eller belastningen på røntgenrøret.

Denne teknologi er især vigtig, når de opnåede data konverteres til 2-dimensionelle (sagittale, kurvilineære, koronale) eller 3-dimensionelle rekonstruktioner.

Måledataene fra detektorerne sendes profil for profil til detektorelektronikken som elektriske signaler svarende til den faktiske dæmpning af røntgenstrålerne. De elektriske signaler digitaliseres og sendes derefter til videoprocessoren. På dette trin i billedrekonstruktionen anvendes en "pipeline"-metode, der består af forbehandling, filtrering og reverse engineering.

Forbehandling omfatter alle korrektioner, der foretages for at forberede de indsamlede data til billedrekonstruktion. For eksempel korrektion af mørkestrøm, korrektion af udgangssignal, kalibrering, sporkorrektion, strålingshærdning osv. Disse korrektioner foretages for at reducere variationer i rørets og detektorernes drift.

Filtrering bruger negative værdier til at korrigere for den billedsløring, der er forbundet med reverse engineering. Hvis for eksempel et cylindrisk vandfantom scannes og rekonstrueres uden filtrering, vil dets kanter være ekstremt slørede. Hvad sker der, når otte dæmpningsprofiler lægges ovenpå for at rekonstruere billedet? Da en del af cylinderen måles af to overlejrede profiler, opnås et stjerneformet billede i stedet for en rigtig cylinder. Ved at introducere negative værdier ud over den positive komponent af dæmpningsprofilerne bliver kanterne af denne cylinder skarpe.

Reverse engineering omfordeler de konvolverede scanningsdata til en 2-dimensionel billedmatrix, der viser de beskadigede snit. Dette gøres profil for profil, indtil billedrekonstruktionsprocessen er færdig. Billedmatrixen kan betragtes som et skakbræt, men består af 512 x 512 eller 1024 x 1024 elementer, almindeligvis kaldet "pixels". Reverse engineering resulterer i, at hver pixel har en præcis tæthed, som på skærmen vises som forskellige gråtoner, fra lys til mørk. Jo lysere skærmens område er, desto højere er tætheden af vævet i pixelen (f.eks. knoglestrukturer).

[ 18 ], [ 19 ]

Spændingens effekt (kV)

Når det anatomiske område, der undersøges, har en høj absorptionskapacitet (f.eks. CT af hoved, skulderbælte, bryst- eller lændehvirvelsøjle, bækken eller blot en overvægtig patient), anbefales det at bruge en højere spænding eller alternativt højere mA-værdier. Ved at vælge en høj spænding på røntgenrøret øges hårdheden af røntgenstrålingen. Følgelig trænger røntgenstrålerne meget lettere ind i det anatomiske område med en høj absorptionskapacitet. Den positive side ved denne proces er, at de lavenergikomponenter af strålingen, der absorberes af patientens væv, reduceres uden at påvirke billedoptagelsen. Ved undersøgelse af børn og ved sporing af KB-bolus kan det være tilrådeligt at bruge en lavere spænding end i standardindstillinger.

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

Rørstrøm (mAs)

Strømmen, målt i milliampere sekunder (mAs), påvirker også den strålingsdosis, patienten modtager. En stor patient kræver en højere strøm i røret for at få et godt billede. Således modtager en mere overvægtig patient en højere strålingsdosis end for eksempel et barn med en betydeligt mindre kropsstørrelse.

Områder med knoglestrukturer, der absorberer og spreder stråling mere, såsom skulderbæltet og bækkenet, kræver en højere rørstrøm end for eksempel nakken, maven på en tynd person eller benene. Denne afhængighed bruges aktivt i strålingsbeskyttelse.

Scanningstid

Den kortest mulige scanningstid bør vælges, især i maven og brystkassen, hvor hjertekontraktioner og tarmperistaltik kan forringe billedkvaliteten. CT-billedkvaliteten forbedres også ved at reducere sandsynligheden for ufrivillige patientbevægelser. På den anden side kan længere scanningstider være nødvendige for at indsamle tilstrækkelige data og maksimere den rumlige opløsning. Nogle gange bruges valget af forlængede scanningstider med reduceret strøm bevidst til at forlænge røntgenrørets levetid.

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

3D-rekonstruktion

Fordi spiraltomografi indsamler data for en hel del af patientens krop, er visualiseringen af frakturer og blodkar forbedret betydeligt. Flere forskellige 3D-rekonstruktionsteknikker anvendes:

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

Maksimal intensitetsprojektion (MIP)

MIP er en matematisk metode, hvormed hyperintense voxels udtrækkes fra et 2D- eller 3D-datasæt. Voxels udvælges fra et datasæt, der er indsamlet fra forskellige vinkler, og projiceres derefter som 2D-billeder. 3D-effekten opnås ved at ændre projektionsvinklen i små trin og derefter visualisere det rekonstruerede billede i hurtig rækkefølge (dvs. i en dynamisk visningstilstand). Denne metode bruges ofte i kontrastforstærket billeddannelse af blodkar.

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

Multiplanar rekonstruktion (MPR)

Denne teknik gør det muligt at rekonstruere billeder i enhver projektion, hvad enten den er koronal, sagittal eller kurvilineær. MPR er et værdifuldt værktøj inden for frakturdiagnostik og ortopædi. For eksempel giver traditionelle aksiale snit ikke altid fuldstændig information om frakturer. En meget tynd fraktur uden forskydning af fragmenter og forstyrrelse af den kortikale plade kan detekteres mere effektivt ved hjælp af MPR.

[ 41 ], [ 42 ]

Overfladeskygget skærm, SSD

Denne metode rekonstruerer organ- eller knogleoverfladen defineret over en given tærskel i Hounsfield-enheder. Valget af billedvinkel, såvel som placeringen af den hypotetiske lyskilde, er nøglen til at opnå en optimal rekonstruktion (computeren beregner og fjerner skyggeområder fra billedet). Knogleoverfladen viser tydeligt bruddet af den distale radius, som vist ved MPR.

3D SSD bruges også i kirurgisk planlægning, som i tilfælde af en traumatisk spinalfraktur. Ved at ændre billedets vinkel er det nemt at detektere en kompressionsfraktur af thorakalhvirvelsøjlen og vurdere tilstanden af de intervertebrale foramina. Sidstnævnte kan undersøges i flere forskellige projektioner. Den sagittale MPR viser et knoglefragment, der er forskudt ind i spinalkanalen.

Grundlæggende regler for aflæsning af CT-scanninger

• Anatomisk orientering

Billedet på skærmen er ikke blot en 2-dimensionel repræsentation af de anatomiske strukturer, men indeholder data om den gennemsnitlige vævsabsorption af røntgenstråler, repræsenteret af en matrix af 512 x 512 elementer (pixels). Skiven har en bestemt tykkelse (dS ₎ og er summen af kubiske elementer (voxels) af samme størrelse, kombineret til en matrix. Denne tekniske egenskab er grundlaget for den partielle volumeneffekt, som forklares nedenfor. De opnåede billeder ses normalt nedefra (fra kaudalsiden). Derfor er patientens højre side til venstre i billedet og omvendt. For eksempel er leveren, der er placeret i højre halvdel af bughulen, repræsenteret i venstre side af billedet. Og organer placeret til venstre, såsom mavesækken og milten, er synlige i billedet til højre. Kroppens forreste overflade, i dette tilfælde repræsenteret af den forreste bugvæg, er defineret i den øverste del af billedet, og den bageste overflade med rygsøjlen er i bunden. Det samme princip for billeddannelse anvendes i konventionel radiografi.

• Effekter med delvis volumen

Radiologen bestemmer skivetykkelsen (d _S ). Til undersøgelse af bryst- og bughulen vælges normalt 8-10 mm, og til kraniet, rygsøjlen, øjenhulerne og pyramiderne i tindingeknoglerne - 2-5 mm. Derfor kan strukturer optage hele skivetykkelsen eller kun en del af den. Intensiteten af voxelfarvning på gråskalaen afhænger af den gennemsnitlige dæmpningskoefficient for alle dens komponenter. Hvis strukturen har samme form i hele skivetykkelsen, vil den fremstå tydeligt afgrænset, som i tilfældet med abdominalaorta og vena cava inferior.

Den partielle volumeneffekt opstår, når strukturen ikke optager hele skivens tykkelse. Hvis skiven for eksempel kun omfatter en del af hvirvellegemet og en del af disken, er deres konturer uklare. Det samme observeres, når organet snævrer ind i skiven. Dette er årsagen til den dårlige klarhed af nyrepolerne, galdeblærens og urinblærens konturer.

• Forskellen mellem nodulære og rørformede strukturer

Det er vigtigt at kunne skelne forstørrede og patologisk ændrede lymfeknuder fra kar og muskler, der er inkluderet i tværsnittet. Det kan være meget vanskeligt at gøre dette ud fra blot ét snit, fordi disse strukturer har samme tæthed (og samme gråtone). Derfor er det altid nødvendigt at analysere tilstødende snit, der er placeret mere kranielt og kaudalt. Ved at specificere i hvor mange snit en given struktur er synlig, er det muligt at løse dilemmaet om, hvorvidt vi ser en forstørret lymfeknude eller en mere eller mindre lang rørformet struktur: lymfeknuden vil kun blive bestemt i et eller to snit og vil ikke blive visualiseret i tilstødende. Aorta, vena cava inferior og muskler, såsom iliac-lumbal, er synlige i hele den kraniokaudale billedserie.

Hvis der er mistanke om en forstørret knudeformation på et snit, bør lægen straks sammenligne tilstødende snit for klart at afgøre, om denne "formation" blot er et kar eller en muskel i tværsnit. Denne taktik er også god, fordi den muliggør hurtig etablering af effekten af et privat volumen.

• Densitometri (måling af vævstæthed)

Hvis det for eksempel ikke vides, om væsken i pleurahulen er effusion eller blod, letter måling af dens densitet differentialdiagnose. Tilsvarende kan densitometri anvendes til fokale læsioner i lever- eller nyreparenkym. Det anbefales dog ikke at drage en konklusion baseret på vurderingen af en enkelt voxel, da sådanne målinger ikke er særlig pålidelige. For større pålidelighed er det nødvendigt at udvide "interesseområdet", der består af flere voxler i en fokal læsion, enhver struktur eller volumen af væske. Computeren beregner den gennemsnitlige densitet og standardafvigelsen.

Der skal udvises særlig omhu for ikke at overse hærdningsartefakter eller partielle volumeneffekter. Hvis en læsion ikke strækker sig over hele skivetykkelsen, inkluderer tæthedsmålingen tilstødende strukturer. Læsionens tæthed vil kun blive målt korrekt, hvis den udfylder hele skivetykkelsen (dS ₎. I dette tilfælde er det mere sandsynligt, at målingen vil involvere selve læsionen snarere end tilstødende strukturer. Hvis dS er større end læsionens diameter, f.eks. en lille læsion, vil dette resultere i en partiel volumeneffekt på ethvert scanningsniveau.

• Densitetsniveauer af forskellige typer tekstiler

Moderne apparater er i stand til at dække 4096 gråtoner, som repræsenterer forskellige niveauer af densitet i Hounsfield-enheder (HU). Vands densitet blev vilkårligt sat til 0 HU, og lufts densitet til -1000 HU. En skærm kan vise maksimalt 256 gråtoner. Det menneskelige øje kan dog kun skelne mellem omkring 20. Da spektret af menneskelige vævstætheder strækker sig bredere end disse ret snævre grænser, er det muligt at vælge og justere billedvinduet, så kun væv med det ønskede densitetsområde er synlige.

Det gennemsnitlige vinduestæthedsniveau bør indstilles så tæt som muligt på tæthedsniveauet for det væv, der undersøges. Lungen undersøges bedst i et vindue med lave HU-indstillinger på grund af sin øgede luftighed, mens vinduesniveauet for knoglevæv bør øges betydeligt. Billedkontrasten afhænger af vinduets bredde: et indsnævret vindue er mere kontrastrigt, da 20 gråtoner kun dækker en lille del af tæthedsskalaen.

Det er vigtigt at bemærke, at tæthedsniveauet for næsten alle parenkymatiske organer ligger inden for de snævre grænser mellem 10 og 90 HU. Lungerne er en undtagelse, så som nævnt ovenfor skal der indstilles særlige vinduesparametre. Med hensyn til blødninger skal det tages i betragtning, at tæthedsniveauet for nyligt koaguleret blod er cirka 30 HU højere end for frisk blod. Tætheden falder derefter igen i områder med gammel blødning og i områder med trombelyse. Eksudat med et proteinindhold på mere end 30 g/L kan ikke let skelnes fra transudat (med et proteinindhold under 30 g/L) med standardvinduesindstillinger. Derudover skal det siges, at den høje grad af tæthedsoverlapning, for eksempel i lymfeknuder, milt, muskel og bugspytkirtel, gør det umuligt at fastslå vævsidentiteten udelukkende baseret på tæthedsvurdering.

Afslutningsvis skal det bemærkes, at normale vævstæthedsværdier også varierer mellem individer og ændrer sig under påvirkning af kontrastmidler i det cirkulerende blod og i organet. Sidstnævnte aspekt er af særlig betydning for studiet af det urogenitale system og vedrører intravenøs administration af kontrastmidler. I dette tilfælde begynder kontrastmidlet hurtigt at blive udskilt af nyrerne, hvilket fører til en stigning i tætheden af nyreparenkym under scanning. Denne effekt kan bruges til at vurdere nyrefunktionen.

• Dokumentation af forskning i forskellige vinduer

Når billedet er taget, er det nødvendigt at overføre billedet til film (lave en papirkopi) for at dokumentere undersøgelsen. For eksempel, når tilstanden af mediastinum og blødt væv i brystkassen vurderes, indstilles et vindue, så muskler og fedtvæv tydeligt visualiseres i grå nuancer. I dette tilfælde anvendes et blødt vævsvindue med et centrum på 50 HU og en bredde på 350 HU. Som et resultat er væv med en densitet fra -125 HU (50-350/2) til +225 HU (50+350/2) repræsenteret i gråt. Alt væv med en densitet lavere end -125 HU, såsom lungen, fremstår sort. Væv med en densitet højere end +225 HU er hvidt, og deres indre struktur er ikke differentieret.

Hvis det er nødvendigt at undersøge lungeparenkymet, for eksempel når nodulære formationer er udelukket, bør vinduets centrum reduceres til -200 HU, og bredden øges (2000 HU). Ved brug af dette vindue (lungevindue) differentieres lavdensitets lungestrukturer bedre.

For at opnå maksimal kontrast mellem hjernens grå og hvide substans, bør der vælges et særligt hjernevindue. Da tæthederne af grå og hvid substans kun adskiller sig en smule, bør bløddelsvinduet være meget smalt (80-100 HU) og have høj kontrast, og dets centrum bør være midt i hjernevævstæthedsværdierne (35 HU). Med sådanne indstillinger er det umuligt at undersøge kranieknoglerne, da alle strukturer med en tættere værdi end 75-85 HU fremstår hvide. Derfor bør centrum og bredde af knoglevinduet være betydeligt højere - henholdsvis ca. + 300 HU og 1500 HU. Metastaser i occipitalbenet visualiseres kun, når man bruger et knoglevindue, men ikke et hjernevindue. På den anden side er hjernen praktisk talt usynlig i knoglevinduet, så små metastaser i hjernestoffet vil ikke være synlige. Vi bør altid huske disse tekniske detaljer, da billeder i de fleste tilfælde ikke overføres til film i alle vinduer. Lægen, der udfører undersøgelsen, ser billederne på skærmen i alle vinduer for ikke at gå glip af vigtige tegn på patologi.

[ 43 ], [ 44 ], [ 45 ]