Kompjuterizirana tomografija (CT)

     CT (engl. Computed Tomography), digitalna je tehnika slikovnog prikaza koja koristi suženi (kolimirani) snop rendgenskoga zračenja usmjeren okomito na uzdužnu os snimanog objekta, što rezultira poprečnim (aksijalnim) presjekom odabranog sloja. Nakon prolaska kroz tijelo, oslabljeno (atenuirano) zračenje mjeri se detektorima.

     Računalo CT uređaja pohranjuje veliku količinu podataka (atenuacijskih vrijednosti) iz izabranog sloja tijela koji čine matricu atenuacijskih vrijednosti prikazanih u različitim rasponima sive ljestvice, stvarajući tako prostornu (spacijalnu) sliku skeniranog objekta.

     Broj atenuacije, CT broj ili Hounsfieldova jedinica (HU), predstavlja širok raspon mjerljivih stupnjeva atenuacije od –10 000 do +30 000 u odnosu na vodu čiji je atenuacijski broj 0. Iskustveno je saznanje da su za računalnu obradu najpogodniji poprečni (transverzalni, aksijalni) presjeci tijela pa svi CT uređaji rade na tom principu.
   

     Spiralni CT skener (1989. god.) uređaj je s mogućnošću kontinuirane rotacije rendgenske cijevi i detektora u jednom smjeru pri čemu za vrijeme ekspozicije opisuje spiralu oko snimanog objekta na stolu CT uređaja koji se linearno pomiče kroz primarni rendgenski snop. Tom tehnologijom podaci prikupljeni iz određenog volumena tijela bolesnika računalno se obrađuju rekonstrukcijskim algoritmima za spiralu i daju mogućnost analize pojedinih slojeva i trodimenzionalne snimke pojedinih anatomskih struktura i krvnih žila.

Prednost spiralnog CT uređaja u odnosu na prethodne generacije CT uređaja jest dobar prikaz organa s fiziološkim pokretima, mogućnost analize finih struktura (npr. plućnog intersticija), brzi kontrastni prikaz
krvnih žila (angio CT) te mogućnost virtualne endoskopije. Najsuvremeniji višeslojni spiralni CT uređaji (VII. generacija, MSCT) daju najveći stupanj vremenske i prostorne rezolucije. Mogu imati do 320 detektorskih kanala, vrijeme rotacije gentrija je 0,25 sekunda, a kolimacija iznosi 0,24 mm.
   

      Dvoizvorni CT uređaji (engl. Dual Source CT, DSCT) posljednjih nekoliko godina sve su više u uporabi. Ti uređaji imaju kao izvor zračenja dvije rendgenske cijevi koje se gibaju po kutu od 90° te njima nasuprot
dva niza detektora.Takva konstrukcija uređaja omogućuje rekonstrukciju slike u četvrtini rotacijskog vremena kućišta (330 milisekundi) te popravlja temporernu rezoluciju na 82,5 milisekundi. Uporabom isključivo rekonstrukcijskog algoritma za pojedini segment, temporerna rezolucija nije ovisna o srčanoj akciji te nema potrebe za konstantnim pitchom (engl. pitch, omjer pomaka stola tijekom jedne rotacije rendgenske cijevi i registriranog zračenja kolimiranog rendgenskog snopa na efektivno uključenim detektorima) koji treba
biti prilagođen srčanoj frekvenciji.

Za razliku od CT-a s jednom rendgenskom cijevi, DSCT poboljšava kvalitetu slike jer smanjuje artefakte pokreta, osobito srčane akcije. CT s jednim izvorom rendgenskog zračenja, čak i ako je 64-slojni, previše je spor da bi prikazao srce bez artefakata pokreta. DSCT ujedno daje bolje mogućnosti analize mekih tkiva. Promjena energijske razine rendgenskog zračenja rezultira u promjenama atenuacijskog broja i ovisi o vrsti tkiva. DSCT na taj način olakšava razlikovanje npr. različitih tipova aterosklerotskog plaka (npr. kalcificiranog i mekog plaka).
   
   

   PET/CT skener (1992. god.) uređaj je koji ujedinjuje tehnologiju pozitronske emisijske tomografije (PET) s 18 fluor-deoksiglukozom i tehnologiju CT-a.PET/CT-om se detektiraju promjene u funkciji stanica, sukladno tome kako stanice organizma troše metabolite kao što su šećer (glukoza) i kisik. Registrirajući promjene u funkciji stanica koje su patološki promijenjene u odnosu na normalne zdrave stanice, dobiva se informacije o promjenama u funkciji zdravih i bolesnih stanica, tkiva i organa. Patološki promijenjene stanice pokazuju pojačanu metaboličku aktivnost i pojačano nakupljaju radioaktivno označenu glukozu u odnosu na zdravo tkivo. Nakupljanje radioaktivnog izotopa snima se gama-kamerom.

Nedostatak metode mogu biti lažno pozitivni rezultati kod upalnih procesa te lažno negativni rezultati kod hiperglikemije i biološki slabo aktivnih tumora. PET skener može detektirati vrlo male promjene (npr. tumore), ali nije suviše precizan u lokalizaciji tumora. CT skener daje informacije oizgledu i lokalizaciji procesa te se kombinacijom obiju metoda dobiva vrlo moćan sustav u otkrivanja patoloških procesa. Prednost je ovog integriranog sustava rana dijagnostika, precizno utvrđivanje stadija maligne bolesti (engl. staging) i lokalizacije tumorskih tvorbi, kao i praćenje bolesnika s već poznatim dijagnozama.

   

Dijelovi CT uređaja su kućište (engl. gantry) što predstavlja jedinicu za skeniranje s rendgenskom cijevi, detektorskim sustavom te sustavom hlađenja, zatim visokofrekvencijski generator, stol za prihvat bolesnika pomičan u svim smjerovima (plivajući stol), upravljački stol i radna stanica s računalom, procesorom za rekonstrukciju slike i uređajima za pohranu slike.Kućište CT uređaja sadrži posebno građenu rendgensku cijev, detektore, transformatore, kolimatore i filtre. 

     U sredini kućišta je otvor promjera 50 do 70 cm u koji se prilikom snimanja uvlači stol s bolesnikom. Rotacija rendgenske cijevi i detektora omogućena je električnim motorom koji se pokreće preko remena ili linearnim motorom kod kojeg je kućište stator, a rendgenska cijev i detektori rotor. Moderne rendgenske cijevi CT uređaja imaju snagu 20 do 60 kW pri naponu od 140 kV, rotirajuće anode visokog toplinskog kapaciteta, specijalno građene anode od molibdena na debelom grafitnom sloju, sa žarištem od volframa i renija. Osim rotacijom, cijev se dodatno hladi posebnim sustavom hlađenja (ulje, ulje i voda). Nove generacije CT uređaja trebat će zadovoljiti još zahtjevnije uvjete kao što su veća snaga rendgenskih cijevi, manje žarište, kraće vrijeme rotacije, kraće vrijeme hlađenja itd.
     

     Nova tehnologija izrade nevakuumiranih rotirajućih rendgenskih cijevi koja zadovoljava navedene uvjete rezultirala je proizvodnjom STRATON cijevi. CT uređaji koji koriste takve cijevi imaju najkraće vrijeme skeniranja oko 0,37 sekundi. Detektorski sustavi igraju značajnu ulogu u interakciji komponenti CT uređaja. Nakon prolaska kroz tijelo bolesnika prihvaćaju rendgensko zračenje različitog intenziteta i pretvaraju ga u električne signale koji se potom digitaliziraju i služe za slikovni prikaz. 
     Detektori su postavljeni linearno ili lučno (detektorski kanali, detektorske banane). Mogu biti scintilacijski (građeni od cezijevog jodida,
kadmijeva volframata ili ultrabrzi keramički detektori) i plinski (ksenonski) ionizacijski detektori ili fotodiode.

     Scintilacijski detektori su osjetljiviji na rendgensko zračenje što ne zahtjeva visoki napon za rad detektora i rezultira manjom dozom zračenja. Osjetljiviji su i na temperaturne promjene i skuplji su. Rade na principu scintilacije, tj. nakon izlaganja ionizirajućem zračenju neki materijali scintiliraju, a količina tako emitiranog svjetla u pravilu je razmjerna količini apsorbirane energije rendgenskih zraka u detektorskom materijalu.
Plinski detektori rade na principu ionizacije plemenitih plinova. Imaju slabiju sposobnost detekcije rendgenskog zračenja pa je za njihov rad potreban visoki napon između ploča detektorske banane.

     Jeftiniji su, nije im potrebno umjeravanje, ali trebaju povremeno obnavljanje plemenitog plina. Višeslojni detektorski sustav sadrži dva osnovna tipa detektora: matrične detektore i adaptivne detektore. Matrični detektorski sustav ima višestruke detektorske nizove identične širine, obično oko 1,25 mm tako da svaki detektorski niz pokriva područje od 1,25 mm u centru polja skeniranja. Npr. 8-slojni CT uređaj daje polja od 8 mm × 1,25 mm i 8 mm × 2,5 mm kolimacije, a 16-slojni skener koristi hibridni detektor s područjem kolimacije 16 mm × 0,63 mm i 16 mm × 1,25 mm. Prilagodljiv detektorski sustav sastoji se od niza detektora čija se širina postupno povećava od središta prema periferiji. Smanjivanjem broja pregrada u perifernim regijama detektorskog niza povećava se njegova geometrijska učinkovitost. Po centimetru detektorskog luka nalazi se do 8 detektora, a u prilagodljivom detektorskom nizu širina rendgenskog snopa prilagođava se širini detektora bez prekida (engl. gap) što znatno utječe na kvalitetu prostorne rezolucije CT uređaja.

     Detektorski kanali služe međusobnom povezivanju detektorskih elemenata, predpojačala signala i integratora ili analognog filtera te analogno-digitalnog pretvarača.

     CT detektorski moduli modernim uređajima apsorbiraju više od 90% energije rendgenskog zračenja, ali zbog neizbježnog slobodnog prostora između detektora njihova efikasnost je oko 45%. Svaki se modul sastoji od detektora sa 40 × 16 piksela i odgovarajućim elektroničkim komponentama.

     Svaki CT uređaj opskrbljen je kolimatorima i filterima koji definiraju izgled snopa rendgenskog zračenja (uski, gotovo monokromatski snop ili lepezasti snop) i apsorbiraju niskoenergijske dijelove spektra rendgenskog zračenja. Kolimatori su najčešće od olova ili volframa i nalaze se na prozoru rendgenske cijevi, a u nekim generacijama CT-a (II. i IV.) i iza bolesnika, a ispred detektora (pretežno između nizova detektora u smjeru z-osi) čime se prevenira nastanak artefakata zbog varijabilnog položaja izvora rendgenskog zračenja.

     

     Za rad CT uređaja mrežni izmjenični napon 400 V/50 Hz ispravlja se u istosmjerni napon od 250 do 400 V s minimalnim valovanjem (pad napona manji je od 1%). Izmjenični napon iz visokofrekvencijskog generatora frekvencije 5 do 20 kHz dovodi se na visokonaponski transformator te osigurava kontinuiran napon i jakost istosmjerne struje za rad rendgenske cijevi. Visokofrekvencijski generatori omogućavaju postizanje vrlo kratkih ekspozicija, a u odnosu na klasične generatore znatno su manjih dimenzija. Stol za pregled bolesnika oslonac je bolesniku za vrijeme skeniranja. Građen je od radiotransparentnih i čvrstih ugljičnih vlakana. Za dobivanje kvalitetnih snimaka pri CT skeniranju bitan je niz parametara. Nagibanje (angulacija) kućišta CT uređaja potrebno je za dobivanje kosih presjeka, najčešće u rasponu +/– 30°. Kod MSCT-a nagibanje kućišta nije nužno budući da se naknadnom multiplanarnom rekonstrukcijom slike može postići isti nagib. 

     Debljina CT sloja regulira se kolimacijom rendgenskog snopa uz uvažavanje divergencije snopa zbog koje je rendgenski snop na ulazu u sloj uži nego na izlazu prema detektorima. S obzirom da žarište nije točkasto, javlja se polusjena (penumbra). Efektivna debljina sloja (engl. section width) kod konvencionalnih skenera odgovara kolimaciji snopa zračenja (engl. section colimation, SC), ali se razlikuje kod spiralnih skenera. 

     Kolimacija snopa zračenja (engl. section collimation) odabire se prema vrsti objekta koji se skenira. Ako se radi o manjem organu uzima se kolimacija snopa 3 mm do 5 mm. Još tanja kolimacija potrebna je za detaljnu analizu plućnog intersticija (1mm do 2 mm). 

     Kod MSCT-a tanka kolimacija je standardna, a deblji slojevi dobiju se rekonstrukcijom iz tanjih. Parcijalni volumni efekt (engl. partial volume effect) javlja se kad tkiva različite gustoće zauzimaju dijelove iste volumne jedinice (engl. voxel). Taj je efekt minimalan kod okomitog smjera rendgenskog snopa na anatomsku strukturu, a raste kod objekata koji su paralelni sa smjerom rendgenskog zračenja. Pomak stola (engl. table feed) u sekvencionalnom skeniranju najčešće odgovara debljini sloja što znači da se nakon završenog skeniranja jednog sloja stol pomiče za jednaku debljinu sloja. U tijeku snimanja može doći do preklapanja slojeva i pojačanog izlaganja bolesnika zračenju. 

     Rekonstrukcijski algoritam (engl. convolution kernel) primjenjuje se kod rekonstrukcije slike iz neobrađenih podataka. Da bi slika bila kvalitetna, vrlo je bitan omjer signala i šuma (SNR, engl. Signal to Noice Ratio). Taj omjer ovisi o rekonstrukcijskom algoritmu koji odabire radiološki tehnolog, a koji mora biti najprimjereniji snimanom tkivu. Algoritmi visoke rezolucije (engl. High Resolution Kernels - HRK, sharp kernels) povećavaju prostornu rezoluciju neproporcionalno povećavajući šum. 

     Šum ograničava kontrastnu rezoluciju te ometa razlučivanje struktura koje su drugačije gustoće u odnosu na svoju okolinu. To ne smeta analizi koštane strukture ili plućnog parenhima gdje su prirodni kontrasti susjednih tkiva veliki. Za parenhimske organe treba koristiti algoritme za meka tkiva (engl. soft or smooth kernels) koji smanjuju šum, ali i prostornu rezoluciju. Parametri skeniranja kod MSCT-a su također kolimacija snopa, pomak sloja po jednoj rotaciji cijevi i pitch. Kod 16-slojnih skenera, uska kolimacija je uobičajena. Za 3D rekonstrukcije preklapanje susjednih rekonstruiranih slojeva mora biti 50% da bi rekonstrukcija slike bila dobra u svim ravninama. Pojedini MSCT uređaji namještaju struju (miliampersekunde) automatski, ovisno o pitchu, čime održavaju ekspoziciju i šum konstantnim. Kod MSCT-a prikladna je uporaba pojmova fast spiral scanning i volumetric imaging. Obzirom na veliki broj slika kod MSCT-a, potrebna je vrlo brza rekonstrukcija od nekoliko slika u sekundi da bi se omogućio protok bolesnika. Za uobičajeni pregled slika radiološki tehnolog mora pripremiti MPR i MIP-ove kod vaskularnih pretraga i 3D pregled za kosti.U prikazu presjeka kroz tijelo u nekoj drugoj ravnini osim ravnine
skeniranja koristi se multiplanarno reformatiranje (MPR) skeniranog volumena uz 3D rekonstrukcije.

     Rekonstrukcija slike izvodi se nakon pretvorbe količine zračenja koje je prošlo određenim slojem ljudskog tijela u atenuacijske vrijednosti pri čemu se dobivaju podaci koje nazivamo sirovi podaci (engl. row data). Rekonstrukcija slike započinje već odabirom FOV-a (engl. Field of View) jer samo ono rendgensko zračenje koje prolazi kroz njega služi za stvaranje slike. 

     Atenuacijski koeficijent jedne točke na slici (pixel) određuje se kao prosjek atenuacijskih vrijednosti svih rendgenskih zraka koje prođu kroz odgovarajući volumni element (voxel). Takva nefiltrirana povratna projekcija daje neoštru sliku zamućenih rubova. Ta se slika podvrgava filtriranju poznatom kao proces konvolucije. CT brojevi (atenuacijski koeficijenti, haunsfild, H, engl. HU, hounsfield unit, hounsfield) predstavljaju numeričku vrijednost koja se pridodaje svakom vokselu u tijeku rekonstrukcije slike, a koja ovisi o stupnju atenuacije rendgenskog zračenja kojeg taj dio tkiva uzrokuje. Svaki sloj CT skena podijeljen je u matricu koja sadrži do 1024 × 1024 voksela, a svaki je voksel podijeljen brojnim fotonima. 

     CT broj se izražava u relativnom omjeru prema vodi čiji je radiodenzitet konstantan i iznosi 0 (zrak – 1000, mast – 120, krv + 30 do + 45, mišić + 40, kontrastno sredstvo + 130, koštano tkivo + 400 i više, bez gornjeg limita). Ljudsko oko može razlikovati samo ograničen raspon nijansi sive ljestvice (40 do 100 HU, ovisno o uvjetima gledanja). Da bi se mogla uočiti manja razlika za određeni objekt treba koristiti prikladni segment sive ljestvice, tvz. prozor (engl. window), a središte ljestvice treba namjestiti prema atenuacijskim vrijednostima koje su od najvećeg interesa, na razinu koja utječe na svjetloću slike. Obrada i analiza slike podrazumijeva različita mjerenja koja se mogu vršiti na dobivenoj CT snimci. Od jednostavnih mjerenja postoji mjerenje duljine u milimetrima te gustoće nekog tkiva u HU. Na nekim se uređajima može određivati i volumen nekog patološkog procesa.

      Dokumentacija CT slike na konvencionalnim skenerima obično je na filmu.Početkom devedesetih godina 20. st. u upotrebi je jedinstveni protokol i norma u digitalnoj komunikaciji medicinskih uređaja koji se naziva DICOM (engl. Digital Imaging and Communications in Medicine). Analogni signal koji nastaje na detektorima pretvara se u digitalni signal preko analogno-digitalnog pretvarača. On se nadalje obrađuje u računalu te se preko digitalno-analognog pretvarača prenosi na monitor. Digitalne radiološke mreže koje su sastavljene od uređaja koji razmjenjuju digitalne slike nazivaju se PACS ( engl. Picture Archiving and Communication System). 

     Da bi digitalna radiološka mreža bila u funkciji, potrebno je odrediti mrežni računalni program. Radne stanice predstavljaju samostalna računala s monitorom i odgovarajućim aplikacijskim programom za obradu slike i podataka koji mogu biti povezani u mrežu s mrežnim programom. Kao osnovni dio svakog PACS sustava nalazi se i laserska kamera. To je uređaj koji na film laserom ispisuje slikovne podatke s radnih stanica ili uređaja povezanih u mrežu. 

     Artefakti pri CT snimanju općenito se mogu razvrstati u artefakte koji nastaju na fizikalnim osnovama, artefakte vezane uz bolesnike, artefakte vezane uz sam uređaj i artefakte helikalnog i višeslojnog uređaja. Artefakti na fizikalnim osnovama nastaju kao rezultat apsorpcije fotona različite energije pri prolazu kroz snimani objekt. Snop rendgenskog zračenja koji se sastoji od fotona različite energije prolaskom kroz objekt postaje "tvrđi" tj. njegova energija raste zato što se fotoni niže energije apsorbiraju puno više od fotona više energije. Na taj način nastaju artefakti koji se nazivaju artefakti tvrdog snopa (engl. beam hardening)

ili kupasti artefakti (engl. cupping),

budući da prolaskom kroz cilindrične strukture stvaraju formu šalice. Mogu se izbjeći primjenom filtracije i korekcije u ugađanju (kalibriranju) i posebnim računalnim programom za korekciju tvrdoće snopa. Drugi tip artefakta je formiranje tamnih rubova na granici dvaju tkiva s vrlo velikom razlikom gustoće (npr. kost i zrak u prsištu, te na rubu krvnih žila nakon primjene kontrastnog sredstva), a posljedica su neadekvatnog omjera signala i šuma. Artefakti parcijalnog volumnog efekta nastaju lošom procjenom gustoće kod tkiva s velikom razlikom u gustoći u z-osi (npr. područje stražnje lubanjske jame). Pojavljuju se kao hipodenzne ili hiperdenzne horizontalne linije. Mogu se izbjeći uporabom tanjih slojeva. Artefakti bolesnika nastaju od raznih metalnih predmeta u ili na tijelu bolesnika (klipse, metalni ukrasi, proteze). 

     Artefakti onih predmeta koje se ne mogu odstraniti mogu se ponekad ublažiti angulacijom kućišta. Postoje i posebni računalni programi za minimaliziranje artefakata metalnih predmeta.Artefakti zbog micanja bolesnika mogu se izbjeći kod suradljivih bolesnika pravilnim uputama o zadržavanju daha kod snimanja. Kod bolesnika koji ne mogu surađivati, mora se primijeniti sedacija ili anestezija. Artefakti vezani uz CT uređaj nastaju ako je jedan od detektora treće generacije CT uređaja izvan umjeravanja. Artefakt kružnog efekta prikazuje se kao prstenasta struktura ili niz koncentričnih krugova iznad snimanog dijela tijelaArtefakti stožastog snopa (engl. cone beam) nastaju zbog rotacije detektora i cijevi oko bolesnika. Podaci prikupljeni od pojedinog detektora odgovaraju volumenu između dvaju stožaca umjesto idealne ravnine. Ovi se artefakti pogoršavaju što su slojevi tanji. Za izbjegavanje istih koriste se multidimenzionalne adaptivne filtracijske tehnike.

     Kod multiplanarnih i 3D rekonstrukcija nastaju tzv. artefakti stepenica ili artefakt zebre u slučaju širokog kolimacijskog snopa ili debljih slojeva, zbog nepreklapanja slojeva. Kod modernih uređaja s vrlo tankim slojevima, ovi su artefakti elimirani. 

     

     Primjena kontrastnih sredstava pri CT snimanju nužno je za procjenu prokrvljenosti anatomskih i patoloških struktura. CT je osobito osjetljiv na kontrastna sredstva i može njihovom primjenom otkriti abnormalnosti uzrokovane patološkim procesima. Optimalno kontrastno sredstvo za parenteralnu primjenu je jodno, neionsko, niskoosmolarno, urotropno i vodotopivo kontrastno sredstvo (npr. Iopromid s koncentracijom joda od 240 do 370 mg/mL), uz pažljivi odabir bolesnika i pravilno postavljenu indikaciju. Čimbenici koji određuju prožimanje (imbibiciju) patološke lezije su: volumen i raspodjela kontrastnog sredstva u intravaskularnom sustavu, vaskularizacija i permeabilnost krvnih žila pataloške lezije, volumen intravaskularnog i ekstravaskularnog prostora lezije, itd. 

     Karakteristika spiralnog CT-a je volumetrijska akvizicija i kontinuirano skeniranje u određenoj brzini što omogućuje pregled većeg tjelesnog volumena u apneji. Važno je vremenski uskladiti (vremenska sinkronizacija, engl. timing) trenutak davanja kontrasta i početak skeniranja. U prosjeku, potrebno je oko 30 sekundi od primjene kontrastnog sredstva do optimalnog kontrastnog
prikaza arterija, a oko 50 sekundi do kontrastnog prikaza vena.

Magnetska rezonancija (MR)

     Magnetska rezonancija je digitalna tehnika slikovnog prikaza koja funkcionira na principu nuklearne magnetske rezonancije, a za stvaranje slike zahtjeva jako, homogeno i stabilno magnetsko polje glavnog magneta za magnetizaciju snimanog uzorka, gradijentne zavojnice za magnetizaciju uzduž x, y i z-osi, radiofrekvencijske zavojnice za odašiljanje i prihvat signala, računala za procesiranje i pohranu dobivenih podataka. 


     Glavni magnet uređaja za MR stvara snažno, homogeno i stabilno magnetsko polje, magnetizira u organizmu male biološke "magnete“  – protone u jezgri atoma vodika.

 

       Magnetizirano tijelo izloži se djelovanju radiovalova čija je frekvencija sukladna jakosti magnetnog polja što uzrokuje rezonanciju atoma u ljudskom tijelu. Po isključivanju radiofrekvencijskih impulsa, atomi nastavljaju s titranjem, a tijelo ispitanika emitira višak energije koje je primilo djelovanjem radiovalova u obliku signala. Signal se zatim procesuira kroz računalo uređaja za MR i konvertira u slikovni prikaz tijela ispitanika. 

Glavni magnet smješten je u kućištu uređaja, oblikovan poput tunela, stvara osnovno magnetsko polje longitudinalnog smjera sjeverni pol – južni pol 

     Osnovno magnetsko polje dovodi do paralelnog svrstavanja osjetljivih jezgara (to su jezgre s neparnim brojem protona, neutrona ili njihovim zbrojem) i male prevage protona nižeg energijskog stanja, odnosno, osnovno magnetsko polje inducira mjerljivu tkivnu magnetizaciju čitavog tijela usmjerujući je po uzdužnoj osi. Rezultirajući magnetski vektor tijela smještenog unutar jezgre uređaja predstavlja zbroj magnetskih momenata osjetljivih jezgara. Pod djelovanjem radiofrekvencijskih impulsa taj se vektor pomiče prema transverzalnoj ravnini. 

     Magnetski se momenti tkivnih protona ne postavljaju točno u z-osi, nego se kreću oko te osi poput zvrka određenom kutnom brzinom, precesijskom frekvencijom. Brzina precesije ovisi o jakosti osnovnog magnetskog polja i konstanti koja ovisi o vrsti atoma što znači da je precesijska frekvencija vodikovih atoma na magnetu zadane magnetske indukcije konstantna. Prema magnetnoj indukciji polja koje razvijaju, uređaji za MR razvrstavaju se na uređaje niske snage (magnetske indukcije 0,1 T do 0,3 T), uređaje srednje snage (0,5 T do 1,00 T) i uređaje visoke snage (1,5 T do 4 T). U dijagnostičke svrhe koriste se uređaji s magnetskom indukcijom od 0,2 T do 3 T, dok se uređaji s magnetskom indukcijom većom od 4 T koriste samo u istraživačkim institucijama i bolnicama u sklopu takvih institucija. Prema građi magneti se razvrstavaju na stalne, otporne, hibridne i supravodljive magnete. Stalni (permanentni) magnet ima najjednostavniji način stvaranja magnetskog polja. Izrađen je od keramike ili rijetkih zemljinih elemenata, lantanida (engl. rare earth minerals) i ima ograničenu magnetsku indukciju polja (0,02 T do 0,3 T). Da bi se postigla odgovarajuća magnetska indukcija i odgovarajuća širina otvora kućišta, potrebno je znatno povećanje mase magneta, čak do 11 tona. Ipak, relativno mali magneti, s manjim popratnim uređajima i bez potrebe sustava za hlađenje s helijem prikladni su za smještanje u manje prostore i povoljnijih su cijena. Otporni (rezistivni) magnet (elektromagnet sa zavojnicom na temperaturi okruženja, stoga ima neki električni otpor) sa zračnom jezgrom sastoji se od navoja bakrene žice kroz koje protječe električna struja i stvara magnetsko polje potrebne homogenosti. Idealna konfiguracija za stvaranje homogenog magnetskog polja jest kugla sa žicom omotanom na njenoj površini te su ti magneti najčešće konstruirani od dvije veće i dvije manje zavojnice koje obavijaju zamišljeni oblik kugle. Magnetska indukcija otpornog magneta ograničena je na 0,15 T do 0,25 T. Iako jednostavne i u osnovi jeftinije izvedbe, ti magneti zahtijevaju veliku količinu električne energije (od 80 kWh), a zbog zagrijavanja i dodatnog hlađenja povećavaju se troškovi korištenja i održavanja tih uređaja. Hibridni magnet kombinacija je stalnog i otpornog magneta. Supravodljivi magnet (elektromagnet sa supravodljivom zavojnicom na vrlo niskoj temperaturi) građen je od navoja žice od metala ili njihovih slitina koji uronjeni u tekući helij i na temperaturi bliskoj apsolutnoj nuli (– 273 °C) postaju supravodljivi. Ovim magnetom postiže se jako, homogeno i stabilno magnetno polje magnetske indukcije do 3 T. 

   

 Tekući helij hladi zavojnice, koje također mogu biti otporne ili supravodljive, na temperaturu blizu apsolutne nule. Gradijentni magnet čine gradijentne zavojnice građene od otpornog materijala koje stvaraju linearni gradijent, uravnoteženi, linearni poremećaj osnovnog magnetskog polja uzduž vlastite osi (x-laterolateralno, y-anteroposteriorno, z-kraniokaudalno usmjeren uzduž osi magneta). Sjecište svih triju osi predstavlja izocentar magneta koji zadržava uvijek istu, osnovnu magnetsku indukciju polja. Kad je gradijentna zavojnica uključena, vodikove jezgre (protoni) osjete minimalnu, ali dovoljnu razliku indukcije osnovnog magnetskog polja, ovisno o njihovoj udaljenosti od izocentra pa je njihova precesijska frekvencija minimalno različita u odnosu na susjedni sloj. Gradijentne zavojnice se uključuju i isključuju vrlo brzo tijekom dobivanja slike, određujući sloj snimanja, fazno i frekvencijsko kodiranje i odgovorne su za kvalitetu slike. Sloj možemo odabrati u bilo kojoj ravnini prikladnim namještanjem gradijenata. Optimalni učinak imaju gradijentne zavojnice koje uzrokuju 10 mT/m i više 

     Radiofrekvencijske antene (radiofrekvencijske zavojnice), mogu se koristiti kao dvije – odašiljačka i prijemna antena i kao jedna radiofrekvencijska antena koja je dio vremena odašiljač, a dio vremena prijamnik.

Veličina radiofrekvencijske antene određuje širinu polja snimanog dijela. Odašiljačka antena odašilje elektromagnetske valove frekvencije koja pobuđuje isključivo vodikove jezgre (rezonancija), ali neselektivno s obzirom na dio tijela koji želimo prikazati u sloju. Budući da se radiofrekvencijski impuls aplicira na čitavo tijelo, samo vodikove jezgre jednog sloja smiju imati istu precesijsku frekvenciju da bi taj sloj mogao biti selektivno pobuđen. Prijamna antena mjeri signal koji dolazi iz tkiva. Te antene veličinom variraju od velikih za cijelo tijelo do malih površinskih zavojnica. Zavojnice koje priliježu uz pretraživanu anatomsku regiju imaju mali domet, no povoljniji omjer signala i šuma. Odabir zavojnice prvenstveno ovisi o dijelu tijela i udaljenosti objekta kojeg želimo prikazati u odnosu na površinu. Računala za procesiranje, kontrolu sekvencija snimanja, obradu i pohranu podataka su najmanje dva u sustavu uređaja za MR. Računala koja služe procesiranju podataka, nadziranju sekvencija snimanja određivanjem duljine gradijentnih i radiofrekvencijskih impulsa, vremena i broja slojeva, vremena ponavljanja signala i vremena odjeka kao i drugih parametara, velikog su kapaciteta zbog golemog broja podataka i nalaze se neposredno uz MR uređaj u radnoj stanici radiološkog tehnologa i radiologa. Oslikavanje MR-om (engl. Magnetic Resonance Imaging, MRI) temelji se na pobudi jezgara atoma vodika u tkivima elektromagnetnim valovima, uz primjenu jakog osnovnog magnetnog polja. Zbog široke rasprostranjenosti u ljudskom tijelu i prisutnog jednog protona u jezgri sa snažnim magnetnim momentom, atomi vodika su izvor signala u dijagnostičkoj primjeni. 

     

     Proton u jezgri atoma vodika rotira oko vlastite osi (spin) i ima vlastito magnetno polje čija se osovina opisuje magnetnim momentom. Magnetni momenti protona prikazuju se vektorima koji su orijentirani paralelno ili antiparalelno sa smjerom polja, tako da je malen suvišak protona usmjeren paralelno. Taj suvišak protona proizvodi neto magnetni moment, odnosno longitudinalni magnetizacijski vektor (LMV). On se rotira, odnosno precesira oko smjera osnovnog magnetnog polja frekvencijom što je prikazano sljedećom jednadžbom (Larmorova jednadžba): ω =B0γ (B0 - snaga osnovnog magnetnog polja; γ - giromagnetni indeks tvari) Elektromagnetnim valom, odnosno radiofrekventnim (RF) impulsom frekvencije jednake frekvenciji precesije protona dolazi do ekscitacije tkiva, odnosno rezonancije protona, čime oni prelaze u stanje više energije i LMV mijenja smjer. RF puls dovoljnog trajanja i amplitude uzrokuje pomak LMV tako da postaje okomit na osnovno magnetno polje, a takav se impuls naziva 90º RF impuls. Time nastaje mjerljiva transverzalna magnetizacija koja je izvor signala u MRI. 


     Nastankom transverzalnog magnetnog vektora (TMV) protoni vodika su fazno koherentni, odnosno magnetni momenti protona u tom trenutku su na istom mjestu precesijske staze. Kontrast na snimci posljedica je različite brzine oporavka longitudinalne magnetizacije i nestanka transverzalne magnetizacije pojedinih tkiva što se naziva T1 i T2 relaksacijskim vremenom. T1 relaksacija je konstanta koja predstavlja oporavak longitudinalne magnetizacije nakon prestanka djelovanja RF impulsa, predajom energije protona okolini. Nakon T1 vremena longitudinalna magnetizacija doseže 63 % svoje početne vrijednosti. T2 relaksacija je konstanta, predstavlja nestajanje transverzalne magnetizacije (63 %) zbog gubitka fazne koherencije protona. Manipulacijom parametara snimanja, kao što su vrijeme ponavljanja (TR, engl. Repetition Time) i vrijeme odjeka (TE, engl. Echo Time), do izražaja dolaze T1 ili T2 vremena relaksacije tkiva, čime nastaju razlike signala pojedinih tkiva. TR je vrijeme između ponavljanja RF impulsa, a njegovim produžavanjem omogućujemo potpuniju T1 relaksaciju i smanjujemo utjecaj T1 vremena na intenzitet signala. TE je vrijeme između središnjeg djelovanja RF impulsa i maksimalnog odjeka, odnosno mjerenja signala. Njegovim skraćenjem smanjuje se učinak T2 relaksacije na kontrast različitih tkiva. K-prostor (matrica) je apstraktni, matematički prostor iz kojeg se računalnim algoritmom konstruira snimka iz signala prikupljenih određenim sekvencijama. Taj prostor olakšava usporedbu različitih tehnika snimanja. Svaki impuls snima drugi dio prostora (red, liniju) i to se ponavlja dok se ne ispuni čitav k-prostor. Impulsne sekvencije, spin-eho, gradijent-eho, koje se koriste pri MR snimanju predstavljaju računalno proizvedene mape prostornih razlika u T1 i T2 relaksacijskim karakteristikama protona vodika različitih tkiva. Klasična i najstarija sekvencija nastala korištenjem samog spina je spin-eho sekvencija (SE, engl. Spin-Echo) koja se sastoji od 900 RF impulsa i 1800 RF impulsa, koji je refazirajući impuls i kojim se poništavaju učinci neizbježne inhomogenosti magnetnog polja u tkivima. Karakteristične slike se nazivaju T1 i T2 snimke.T1 snimke daju visok signal masti, dok T2 snimke daju visok signal vode. Prema ovim snimkama se uspoređuju ostale snimke te se govori da je snimka T1-mjerena ili T2-mjerena.

     Fast spin-eho ili turbo spin-eho (FSE, engl. Fast Spin-Echo; TSE, Turbo Spin-Echo), je obično T2 mjerena snimka koja nastaje kad se zbog ubrzavanja snimanja dio k-prostora svakog sloja snima "prije" vremena. Na taj se način dobiva manje ili više artefakt T1 snimke u T2 snimci, odnosno dio signala masti je također snimljen iako bi na snimci svijetli dijelovi bili samo od signala vode. Inversion recovery (IR) sekvencije, kao podvrsta SE sekvencije, posebne su zbog aplikacije početnog inverznog impulsa. Njime se tkivo "pripremi" prije samog snimanja sloja. Na taj se način može dobiti veći kontrast i razlikovanje tkiva prema raznim svojstvima, uglavnom količini vode. Ta sekvencija započinje sa 180° inverznim impulsom koji pomiče magnetski vektor vodikovih protona u potpunu saturaciju, nakon čega slijedi povratak ka početnoj magnetskoj orijentaciji (longitudinalnoj). Ekscitacijski 90° impuls se aplicira u TI vremenu (TI, engl. Time from Inversion) koji određuje kontrast slike. Budući da je brzina relaksacije masti i vode različita, može se izračunati TI sukladno vremenu  prolaska kroz transverzalnu magnetizaciju pojedinih tkiva kad je longitudinalna komponenta jednaka nuli. Na taj način možemo eliminirati signal pojedinih tkiva. Sekvencija STIR (engl. Short Thau Inversion Recovery) eliminira signal masti iz tkiva. Sekvencija FLAIR (engl. fluid attenuated inversion recovery) poništava signal vode iz tkiva 


     Prednosti IR su izvrstan odnos signala i šuma (SNR, engl. Signal to Noice Ratio) zbog dugog TR, te izvrstan T1 kontrast. Nedostaci IR su dugo vrijeme skeniranja, osim ako se koristi brza opcija IR-a. Sekvencije nastale korištenjem gradijenata su gradijent-eho, T2*, EPI i ME sekvencije. Gradijent-eho sekvencije (GE, engl. Gradient-Echo) načelno mogu koristiti koherentnu magnetizaciju s podjednakim doprinosom longitudinalne i transverzalne magnetizacije (npr. true FISP, engl. Fast Imaging With Steady Precession) i nekoherentnu longitudinalnu magnetizaciju (npr. FLASH, engl. Fast Low Angle Shot). To je općenit naziv za sekvencije kod kojih se pomoću gradijenata primijenjenih na osnovno magnetno polje mijenja dinamika relaksacije protona i time postiže drugačija snimka i/ili se smanjuje vrijeme snimanja. T2* sekvencija (T2 zvjezdica, engl. T2 star) vrsta je T2 snimanja kod koje se snimanje vrši kad je više od 66% protona relaksirano. Koristi se uglavnom kod snimanja kosti, zglobova i sl. 3DCISS GE sekvencije (engl. Three-dimensional (3D) Constructive Interference in Steady State) su vrlo brze tehnike snimanja pomoću kojih je moguće snimati i vrlo brze kretnje, kao npr. kod srca.

     EPI sekvencije (engl. Echo Planar Imaging) koriste se u funkcionalnim pretragama organa ili tkiva kod kojih je vremenska rezolucija važnija od prostorne. Za takve sekvencije je potrebna veća osnovna snaga magnetnog polja. 

     ME sekvencije (engl. Multi Echo) su sekvencije kod kojih se prikupljanje signala temelji na jednoj ekscitaciji i višestrukom očitavanju, a primjenjuje se u SE i GE sekvencijama. Kada se nakon samo jedne ekscitacije istodobno popune sve linija k-prostora radi se o single-shot tehnikama (SS, engl. Single Shot). Tipičan predstavnik single-shot SE sekvencije je HASTE (engl. Half-Fourier Acquisition Single-shot Turbo Spin Echo), a tipičan predstavnik GRE sekvencije je EPI. Posebne sekvencije su DW, DTI, MRS, MRCP, fMRI, MRA. Difuzijski mjereno oslikavanje (DWI, engl. Diffusion Weighted Imaging) je tehnika snimanja kod koje se poništava sav signal iz tkiva, tako da se prikazuje jedino signal iz onih molekula koje se kreću zbog difuzije. Ova se tehnika svakodnevno koristi za utvrđivanje dijela moždanog tkiva koje je doživjelo infarkt, odnosno ishemiju.

     Tehnika snimanja duž vlakana neurona (DTI, engl. Diffusion Tenzor Imaging) predstavlja tehniku snimanja uzduž neuronskih vlakana, čime se dobivaju korisni podaci o tijeku snopova neurona u mozgu što je korisno kod nekih operativnih zahvata ili analize bolesti i stanja. Magnetna spektroskopija (MRS, engl. Magnetic Resonance Spectroscopy) se temelji na dobivanju spektara iz odabranih dijelova moždanog parenhima pomoću kojih se može odrediti koncentracija pojedinih metabolita. Zahtijeva dopunsku opremu (spektralni analizator).

   

 Magnetna kolecistopankreatografija (MRCP, engl. Magnetic Resonance Cholecysto-pancreatography) predstavlja prikaz žučnih i pankreatičnih vodova T2 mjerenom tehnikom. Posljednjih godina uvodi se pretraga funkcionalnog MR-a mozga (fMRI). To je metoda koja pomoću MR tehnologije dijagnosticira vrlo diskretne metaboličke promjene u aktivnim dijelovima mozga

     Metoda se bazira na procjeni povećane metaboličke aktivnosti tkiva koja uključuje ekspanziju krvnih žila, kemijske promjene, promjene u oksigenaciji koje se pohranjuju i analiziraju te omogućuje komparativnu analizu funkcije zdravog mozga i mozga oštećenog traumom, upalnim, degenerativnim ili tumorskim promjenama. Također, omogućuje i precizno određivanje (engl. mapping) dijelova mozga koji su bitni za proces razmišljanja i zaključivanja, pokrete i osjet. Princip metode MR angiografije temelji se na pojačanju signala iz mobilnih protona u krvnoj struji i/ili supresiji signala iz stacionarnih spinova u tkivima. Svježi spinovi ulaze u sloj (engl. entry slice fenomenon ili in-flow efect), a stacionarno je tkivo saturirano, primjerice vrlo kratkim TR-om. 


     Postoje tri osnovne akvizicijske tehnike u MR angiografiji koje ovise o protoku krvi. Prva je Time of Flight (TOF), druga je Phase-Contrast (PC) tehnika, a treća Velocity Encoding (VENC). TOF koristi TR daleko ispod T1 vremena stacionarnih tkiva čime dovodi do njihove saturacije. Svježi, potpuno magnetizirani putujući spinovi stvaraju snažan signal krvne struje. Izrazitim skraćenjem TR-a ili smanjenjem brzine krvne struje ispod kritične točke, spinovi u krvnoj struji će također postati saturirani te će izgubiti signal. PC tehnika koristi razlike u brzini spinova (u sistoli i dijastoli), a može se generirati i između stacionarnih i putujućih spinova pomoću bipolarnog gradijenta. Preporučuje se za dijagnostiku AV malformacija, aneurizmi, venske okluzije. Artefakti pri MR snimanju mogu nastati na fizikalnim osnovama magnetskih polja i uređaja i mogu biti vezani uz bolesnika. Artefakti sa stvaranjem šiljka šuma (engl. spike artefact) nastaju od gradijentne zavojnice koja se koristi kod dugotrajnih snimanja (kao što je EPI), pri čemu diolazi do izbijanja šiljaka šumova u k-prostoru, a što rezultira stvaranjem vertikalnih tamnih pruga na snimkama. 


     Artefakt zatvarača (engl. zipper artefact) je artefakt opreme za MR koji se javlja zbog "istjecanja" elektromagnetske energije u prostoriji za MR (sl. 58). Pojavljuje se kao područje povećanog šuma sa širinom od 1-2 piksela. Sve su prostorije za MR priređene kako bi se eliminirale interference lokalnih radio frekvencija radio-stanica ili elektronske opreme koja emitira signale s mogućom interferencom. Obično nastaju nepažnjom, tj. unosom elektronske opreme u prostoriju za MR.

     Artefakti povezani s gibanjem (engl. motion artefacts) nastaju zbog gibanja bolesnika tijekom snimanja, npr. disanje bolesnika tijekom snimanja abdomena, stvara zamućenje slike i dvostruke konture organa. Ovi artefakti izbjegavaju se zadržavanjem daha. Respiratorni pokreti, pulsacije krvnih žila i srca također uzrokuju nastanak artefakata u smjeru faznog kodiranja. Posljedica su također dvostruke konture ili zrcalne slike organa ili dijelova organa. Ako ih nije moguće izbjeći zbog stanja bolesnika, treba ih svakako uzeti u obzir i prepoznati te uključiti u interpretaciju slike.

     Artefakte protoka (engl. flow artefacts) uzrokuje krv koja cirkulira u krvnim žilama. Protok krvi se manifestira kao područje bez signala u smjerovima faznog kodiranja. U SE sekvencijama krv se prikazuje kao "crno područje" unutar lumena krvne žile. Ti se artefakti mogu smanjiti uporabom kompenzacije ili anuliranjem gradijentnog momenta. Kao posljedica je produljeno vrijeme skeniranja. Artefakti podložnosti (engl. susceptibility artefacts) nastaju kao efekt tkivne magnetizacije koja blago alterira lokalno magnetsko polje. Razlika u podložnosti magnetizaciji za pojedina tkiva uzrokuje inhomogenost polja na granici pojedinih tkiva i organa. Gubitak signala je osobito težak na granici zraka i tkiva i kosti i meke česti. Kao posljedice nastaju geometrijske distorzije osobito kod sekvencija s dugim vremenom skeniranja. Dobro poznavanje anatomije i patologije i vrsta tkiva koja su uključena u snimanja mogu reducirati pogreške u interpretaciji. 


     Artefakti koji nastaju zbog prisutnosti metalnih implantata iste su prirode, samo što su mnogo ozbiljniji i teži. Ta se područja manifestiraju kao potpun gubitak signala zato jer je lokalno magnetsko polje tako snažno da se spinovi gotovo istog trena defaziraju.


     Artefakti kemijskog pomaka (engl. chemical shift artefacts) nastaju jer protoni u vodi i protoni u masti imaju značajno različit kemijski okoliš što uzrokuje razliku u frekvenciji njihovog rezoniranja. Kemijski pomak između vode i masti može uzrokovati artefakte u smjeru frekvencijskog kodiranja. Ti su artefakti bili vrlo česti u T2 mjerenim snimkama prije uvođenja brzih SE sekvenci. 



     Kao posljedica ovog artefakta može nastati dominacija signala iz masti i supresija kontrasta između patološki promijenjenog i normalnog tkiva, osobito na MR snimkama abdomena. Artefakti prebacivanja (engl. aliasing artefacts) uobičajeni su artefakti na MR oslikavanju. Događaju se kad je polje oslikavanja (engl. Field of View, FOV) manje od anatomske regije koja se snima. Tada se na rubovima obično stvaraju bizarne polukružne formacije (franc. moiré uzorak) koje također treba prepoznati i pravilno interpretirati.

Primjena kontrastnih sredstava pri MR snimanju 

   

mijenja vrijeme relaksacije protona, a time i intenzitet kontrasta (signala), što značajno pridonosi dijagnostičkoj efikasnosti. Kontrastna sredstva koja se koriste pri MR snimanju na osnovi su gadolinijuma, u uporabi od 1988. godine. Gadolinijum (Gd) je paramagnetna tvar koja je u slobodnom obliku toksična pa se veže za helate čime joj je reducirana toksičnost. Efekti kontrastnog sredstva ovisni su o dozi i pulsnim sekvencijama. Pozitivna ili paramagnetska kontrastna sredstva poput gadolinijuma u malim dozama pojačavaju signal u T1 sekvenci. Negativna ili superparamagnetna kontrastna sredstva poput čestica željeznog oksida skraćuju T2 i dovode do slabljenja signala u T2 mjerenoj slici. U gastrointenstinalnom sustavu kontrastna sredstva služe za markaciju lumena crijevnih vijuga, za prikaz zadebljanja stijenke crijeva i ekstramuralnih komplikacija kod upalnih bolesti crijeva.

Kontraindikacije za provođenje Magnetske rezonance su slijedeće:

- instaliran srčani elektrostimulator /pace-maker/

- postojanje paramagnetskih metalnih tijela (stentova,proteza, gelera, i sl) u organizmu, osim stentova i proteza testiranih na pretragu.

Denzitometrija

Denzitometri 

Uređaji za mjerenje mineralne gustoće kosti.Procjena mineralnog sadržaja kosti (BMC, engl. bone mineral content,izražava se u g/cm) i površinska gustoća kosti (BMD, engl. bone mineral density, izražava se u g/cm2), može se određivati denzitometrijom skeleta dvoenergetskom apsorpciometrijom rendgenskih zraka, ultrazvučnom metodom mjerenja gustoće koštane mase i kvantitativnom kompjuterskom tomografijom.

Denzitometri za dvoenergetsku apsorpciometriju rendgenskih zraka
(DXA) emitiraju dva snopa rendgenskih zraka različitih energija i vrlo
niskih doza zračenja. Jedan energetski snop se uglavnom resorbira u
koštanom tkivu, a drugi u mekom tkivu. Kad se oduzme količina zračenja
koja je apsorbirana u mekom tkivu od ukupne količine zračenja
koju je apsorbiralo tijelo ispitanika, razlika predstavlja mineralnu gustoću
kosti (BMD) određene osobe koja se izračunava posebnim računalnim
programom.

DXA se smatra zlatnim standardom za dijagnosticiranje osteoporoze.
Najčešće se koriste dvije vrste uređaja: DXA za mjerenje središnje
gustoće kosti i DXA za mjerenje periferne gustoće kosti.
DXA za mjerenje središnje gustoće kosti čiji stativ ima stol za pridržavanje
bolesnika i ruku skenera (sl. 42). Ovim se uređajem mjeri gustoća
skeleta u području kuka i kralježnice.
DXA za mjerenje periferne gustoće kosti koji predstavlja manji, mobilni
uređaj oblika poput kutije (sl. 43) koji sadrži središnji otvor za umetanje
podlaktice ili potkoljenice prilikom mjerenja. Takav je uređaj lagan
za prijenos i može ga se transportirati do kuće bolesnika.

Ultrazvučni denzitometar 

Manji je od DXA za mjerenje središnje gustoće kosti, prenosiv je i znatno jeftiniji pa se često upotrebljava kao metoda probira u epidemiološkim istraživanjima.

Radi se o uređaju koji se sastoji od dvije paralelno postavljene ultrazvučne
sonde presvučene gumenom oplatom iznad kojih bolesnik u ležište za stopala položi pete premazane gelom. Mjerenje traje oko 60 sekundi, nakon čega se dobiveni rezultati računalno obrađuju i prezentiraju kao nalaz.

Kvantitativna kompjutorizirana tomografija (QCT) metoda je koja omogućava trodimenzionalno ili volumetrijsko mjerenje gustoće kosti (izražava se u g/cm3). Visoko je osjetljiva jer može mjeriti koštanu masu posebno u spongioznoj (koja je metabolički aktivnija) i kortikalnoj kosti te se promjene koštane mase mogu uočiti puno ranije nego DXA denzitometrom.
Uređaj je sličan dijagnostičkom CT uređaju s tim da koristi
poseban paket računalnih programa za obradu podataka. Mjerenje se
obično izvodi u području lumbalne kralježnice 
Nedostatak metode je znatno veća doza zračenja nego kod DXA. Doza
ovisi o primjeni protokola i kreće se od 0,15 mSv do 1 mSv.

Upute za bolesnike

Denzitometrija je medicinska pretraga koja liječniku omogućava postavljanje dijagnoze osteoporoze, praćenje bolesti i uspjeha terapije.
Denzitometrija (DEXA ili dual-energy x-ray absorptiometry) je pretraga kojom se dijelovi tijela ili cijelo tijelo izlažu X zrakama da bi se procijenio mineralni sadržaj kostiju i izračunala mineralna gustoća koja služi za procjenu čvrstoće kostiju.
Kosti sa malom mineralnom gustoćom postaju tanje, krhke i slabe te se lakše lome.
X zrake su ionizirajuće zračenje koje se koristi npr. i za snimanje srca i pluća te kostiju (RTG dijagnostika).
X zrake su najstariji i najčešće korišten način stvaranja slika za medicinsku dijagnostiku.
Ispod stola na kojem bolesnik leži nalazi se izvor zračenja koji kada pretraga započne šalje dva niskoenergetska snopa X zraka kroz tijelo bolesnika prema detektoru.
Jedan snop apsorbiraju meke česti, a drugi kosti. Iz mjerenih podataka dobiva se mineralni sadržaj a daljnjom obradom podataka izračunava se mineralna gustoća.
Ionizirajuće zračenje može oštetiti plod u maternici pa pretraga nije indicirana kod trudnih žena.
Ako postoji i minimalna mogućnost trudnoće potrebno je na to upozoriti medicinskog djelatnika koja izvodi pretragu.

Priprema

Nije potrebna posebna priprema za pretragu.
Bolesnik ne mora biti natašte. Preporuča se ne uzimati pripravke kalcija 24 sata prije pretrage.
Potrebno je doći u udobnoj odjeći koja se može raskopčati ili jednostavno skinuti da se oslobodi područje koje se pregledava. Valja izbjegavati metalne ukrase na odjeći, a metalne predmete treba skinuti s tijela.
RTG pretrage s kontrastom (npr. s barijem) te neke nuklearno-medicinske pretrage (scintigrafija galijem ili talijem) učinjene unazad sedam do deset dana - mogu ometati pretragu. Upozorite na to medicinskog djelatnika!
Upozorite medicinskog djelatnika u slučaju moguće trudnoće jer X zrake mogu oštetiti plod!

Što treba donijeti na pretragu

Potrebno je donijeti raniju medicinsku dokumentaciju.

Denzitometrija - izvođenje pretrage

Pretraga se uobičajeno (za kralježnicu, kuk i cijelo tijelo) vrši na ležećem bolesniku. Izvor zračenja je ispod bolesnika, a detektor iznad bolesnika.
Za snimanje slabinske kralježnice pod potkoljenice (da kut potkoljenica/ natkoljenica bude 90 stupnjeva) se stavlja veća spužvasta kocka koja omogućava da se slabinski dio kralježnice izravna.
Za snimanje kuka ispod potkoljenice se stavlja plastična ploča koja omogućuje unutarnju rotaciju stopala da bi se gornji dio bedrene kosti doveo u odgovarajući položaj za analizu.
Za snimanje podlaktice bolesnik je u sjedećem položaju kraj aparata, a ruka se postavlja na plastičnu ploču koja omogućuje odgovarajući položaj za snimanje i analizu.
Izvor zračenja kod snimanja podlaktice je ispred bolesnika iznad razine poda, detektor ispred i iznad bolesnika.
Tijekom pretrage detektor koji je iznad bolesnika se pomiče.
Medicinski djelatnik je tijekom izvođenja pretrage u istoj prostoriji odvojen olovnim paravanom.
Nakon što je pretraga završena bolesnik može ustati.
Pretraga (mjerenje slabinskog dijela kralježnice i kuka) je najčešće gotova unutar 30 minuta.

Što se može očekivati tijekom denzitometrije?

Denzitometrija je brza, jednostavna i bezbolna pretraga.
Za ispravno pozicioniranje dijelova tijela na denzitometru koristi se laser koji ne uzrokuje oštećenja tijela.
Tijekom pretrage, a prije snimanja pojedinih dijelova tijela, medicinski djelatnik koji izvodi pretragu pod noge bolesnika postavlja predmete koji omogućuju bolje pozicioniranje dijelova tijela. Tijekom snimanja nastaju zvukovi zbog pokretanja dijelova opreme.

Što se može očekivati nakon denzitometrije?

Nakon pretrage nema zapreke za uobičajene aktivnosti.