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.