Tietokonetomografia - menetelmä esineen sisäisen rakenteen tuhoamattomaan kerroskerrokseen tutkimukseen, jota ehdottivat vuonna 1972 Godfrey Hounsfield ja Allan Cormack , joille myönnettiin Nobel-palkinto tästä kehityksestä . Menetelmä perustuu eritiheyksisten kudosten röntgensäteen vaimennuksen eron mittaamiseen ja monimutkaiseen tietokonekäsittelyyn. Tällä hetkellä röntgentietokonetomografia on tärkein tomografinen menetelmä ihmisen sisäelinten tutkimiseksi röntgensäteillä.
Ensimmäiset matemaattiset algoritmit CT:lle kehitti vuonna 1917 itävaltalainen matemaatikko I. Radon (katso Radon-muunnos ). Menetelmän fysikaalinen perusta on säteilyn vaimennuksen eksponentiaalinen laki , joka pätee puhtaasti absorboiville aineille. Röntgensäteilyn alueella eksponentiaalilaki tyydyttää suuren tarkkuuden, joten kehitettyjä matemaattisia algoritmeja sovellettiin ensin erityisesti röntgentietokonetomografiaan.
Vuonna 1963 amerikkalainen fyysikko A. Cormack ratkaisi tomografisen restauroinnin ongelman toistuvasti (mutta eri tavalla kuin Radon), ja vuonna 1969 englantilainen insinööri-fyysikko G. Hounsfield EMI - yhtiöstä suunnitteli "EMI-skannerin" - ensimmäinen tietokoneistettu röntgentomografi, jonka kliiniset kokeet suoritettiin vuonna 1971 - suunniteltu vain pään skannaukseen. EMI myönsi varoja CT:n kehittämiseen erityisesti The Beatlesin kanssa tehdystä sopimuksesta saatujen korkeiden tulojen vuoksi [1] .
Vuonna 1979 Cormack ja Hounsfield saivat fysiologian tai lääketieteen Nobel-palkinnon "tietokonetomografian kehittämisestä".
Röntgentietokonetomografialla saaduilla kuvilla on vastineensa anatomian tutkimuksen historiassa . Erityisesti Nikolai Ivanovich Pirogov kehitti uuden menetelmän elinten suhteellisen sijainnin tutkimiseksi operatiivisten kirurgien toimesta, nimeltään topografinen anatomia . Menetelmän ydin oli jäädytettyjen ruumiiden tutkimus, jotka on leikattu kerroksittain eri anatomisiin tasoihin ("anatominen tomografia"). Pirogov julkaisi kartaston nimeltä "Topografinen anatomia, jota havainnollistivat jäätyneen ihmiskehon läpi kolmeen suuntaan tehdyt leikkaukset". Itse asiassa kartaston kuvat ennakoivat samankaltaisten säteilytomografian tutkimusmenetelmillä saatujen kuvien ilmestymistä. Tietysti nykyaikaisilla menetelmillä saada kerros kerrokselta kuvia on vertaansa vailla olevia etuja: ei-traumaattinen, mahdollistaa sairauksien diagnosoinnin in vivo; mahdollisuus laitteiston esittämiseen eri anatomisissa tasoissa (projektioissa) saatuaan "raakoja" CT-tietoja, sekä kolmiulotteinen rekonstruointi ; kyky ei vain arvioida elinten kokoa ja suhteellista sijaintia, vaan myös tutkia yksityiskohtaisesti niiden rakenteellisia piirteitä ja jopa joitain fysiologisia ominaisuuksia röntgentiheysindikaattoreiden ja niiden muutosten perusteella laskimonsisäisen kontrastin tehostamisen aikana.
Neurokirurgiassa käytettiin ennen tietokonetomografian käyttöönottoa Walter Dandyn vuosina 1918-1919 ehdottamia ventrikulo- ja pneumoenkefalografiaa . Pneumoenkefalografia antoi ensimmäistä kertaa neurokirurgeille mahdollisuuden visualisoida kallonsisäisiä kasvaimia röntgensäteillä. Ne suoritettiin syöttämällä ilmaa joko suoraan aivojen kammiojärjestelmään (ventrikulografia) tai lannepunktion kautta subarachnoidaaliseen tilaan (pneumoenkefalografia). Ventrikulografialla, jota Dandy ehdotti vuonna 1918, oli rajoituksensa, koska se edellytti pursereiän ja kammiopunktion asettamista diagnostisiin tarkoituksiin. Pneumoenkefalografia, joka kuvattiin vuonna 1919, oli vähemmän invasiivinen tekniikka, ja sitä käytettiin laajalti kallonsisäisten massojen diagnosoimiseen. Molemmat menetelmät olivat kuitenkin invasiivisia, ja niihin liittyi voimakasta päänsärkyä, potilaiden oksentelua, ja niihin liittyi useita riskejä. Siksi tietokonetomografian käyttöönoton myötä niitä ei enää käytetty kliinisessä käytännössä. Nämä menetelmät on korvattu turvallisemmilla CT-ventrikulografialla ja CT-cisternografialla, joita käytetään paljon harvemmin tiukkojen indikaatioiden mukaisesti [2] , sekä laajalti käytetty aivojen ei-kontrastinen tietokonetomografia.
Tietokonetomografialla visualisoitujen rakenteiden tiheyden visuaaliseen ja kvantitatiiviseen arviointiin käytetään röntgenvaimennusasteikkoa, nimeltään Hounsfield-asteikko (sen visuaalinen heijastus laitteen näytössä on mustavalkoinen kuvaspektri). Asteikkoyksiköiden alue (" densitometriset indikaattorit , englanniksi Hounsfield units "), joka vastaa kehon anatomisten rakenteiden aiheuttamaa röntgensäteilyn vaimennusastetta, on -1024 - +3071, eli 4096 vaimennuslukua. Keskiarvo Hounsfieldin asteikolla (0 HU) vastaa veden tiheyttä, asteikon negatiiviset arvot vastaavat ilmaa ja rasvakudosta, positiiviset arvot vastaavat pehmytkudoksia, luukudosta ja tiheämpää. aineet (metalli). Käytännön sovelluksissa mitatut vaimennusarvot voivat vaihdella hieman laitteittain.
"Röntgentiheys" - kudoksen säteilyn absorption keskiarvo; monimutkaista anatomista ja histologista rakennetta arvioitaessa sen "röntgentiheyden" mittaus ei aina mahdollista tarkasti, mikä kudos visualisoidaan (esimerkiksi rasvalla kyllästetyillä pehmytkudoksilla on tiheys, joka vastaa veden tiheyttä) .
Tavallinen tietokoneen näyttö pystyy näyttämään jopa 256 harmaan sävyä, jotkut erikoistuneet lääketieteelliset laitteet pystyvät näyttämään jopa 1024 sävyä. Koska Hounsfield-asteikon leveys on huomattava ja olemassa olevat monitorit eivät pysty heijastamaan koko aluetta mustavalkoisena, harmaasävyt lasketaan uudelleen ohjelmistolla kiinnostuksen kohteena olevan asteikon mukaan. Kuvan mustavalkospektriä voidaan käyttää sekä laajalla alueella ("ikkuna") densitometrisissa indikaattoreissa (kaikkien tiheyksien rakenteet visualisoidaan, mutta tiheydeltään lähellä olevia rakenteita on mahdotonta erottaa) enemmän tai vähemmän kapea, jonka keskipiste ja leveys on tietyllä tasolla ("keuhkoikkuna", "pehmytkudosikkuna" jne., tässä tapauksessa tiedot rakenteista, joiden tiheys on alueen ulkopuolella, menetetään, mutta rakenteet sulkeutuvat tiheydet ovat selvästi erotettavissa). Ikkunan keskikohdan ja leveyden muuttamista voidaan verrata kuvan kirkkauden ja kontrastin muuttamiseen.
| Aine | HU |
|---|---|
| ilmaa | −1000 |
| Lihava | −120 |
| Vesi | yksi |
| pehmytkudokset | +40 |
| Luut | +400 ja yli |
Nykyaikainen CT-skanneri on monimutkainen ohjelmisto- ja laitteistokompleksi . Mekaaniset komponentit ja osat valmistetaan korkeimmalla tarkkuudella. Ultraherkkiä ilmaisimia käytetään väliaineen läpi kulkeneen röntgensäteilyn tallentamiseen . Niiden suunnittelua ja valmistuksessa käytettyjä materiaaleja kehitetään jatkuvasti. Tietokonetomografian valmistuksessa tiukimmat vaatimukset asetetaan röntgensäteilijöille. Laitteen olennainen osa on laaja ohjelmistopaketti, jonka avulla voit suorittaa kaikki tietokonetomografiatutkimukset (CT) optimaalisilla parametreilla, suorittaa TT-kuvien myöhemmän käsittelyn ja analyysin .
Matemaattisesta näkökulmasta kuvan rakentaminen rajoittuu lineaarisen yhtälöjärjestelmän ratkaisemiseen . Joten esimerkiksi 200 × 200 pikselin kokoisen tomogrammin saamiseksi järjestelmä sisältää 40 000 yhtälöä. Tällaisten järjestelmien ratkaisemiseksi on kehitetty rinnakkaislaskentaan perustuvia erikoismenetelmiä .
CT:n edistyminen liittyy suoraan ilmaisimien määrän kasvuun, eli samanaikaisesti kerättyjen projektioiden määrän kasvuun.
Ensimmäisen sukupolven laite ilmestyi vuonna 1973. Ensimmäisen sukupolven CT-koneet olivat askel askeleelta. Yksi putki oli suunnattu yhteen ilmaisimeen. Skannaus tehtiin askel askeleelta, yksi kierros per kerros. Jokaista kerrosta käsiteltiin noin 4 minuuttia.
Toisen sukupolven CT-laitteissa käytettiin tuuletintyyppistä mallia. Röntgenputkea vastapäätä olevaan kiertorenkaaseen asennettiin useita ilmaisimia. Kuvan käsittelyaika oli 20 sekuntia.
Kolmannen sukupolven CT-skannerit esittelivät kierteisen CT-skannauksen. Pöydän yhdessä vaiheessa oleva putki ja ilmaisimet suorittivat synkronisesti täyden pyörimisen myötäpäivään, mikä lyhensi merkittävästi tutkimuksen aikaa. Myös ilmaisimien määrä on lisääntynyt. Käsittely- ja jälleenrakennusajat ovat lyhentyneet huomattavasti.
Neljännessä sukupolvessa on 1088 luminesenssianturia, jotka sijaitsevat koko portaalirenkaassa . Vain röntgenputki pyörii. Tämän menetelmän ansiosta kiertoaika lyheni 0,7 sekuntiin. Mutta kuvanlaadussa ei ole merkittävää eroa 3. sukupolven CT-laitteilla.
Helikaalista CT:tä on käytetty kliinisessä käytännössä vuodesta 1988 lähtien , jolloin Siemens Medical Solutions esitteli ensimmäisen helikaalisen CT-skannerin. Spiraaliskannaus koostuu kahden toiminnon samanaikaisesta suorittamisesta: lähteen jatkuva pyörittäminen - röntgenputki, joka tuottaa säteilyä potilaan kehon ympärille , ja pöydän jatkuva translaatioliike potilaan kanssa pitkin pitkittäistä skannausakselia z portaalin aukon läpi. . Tässä tapauksessa röntgenputken liikerata suhteessa z-akseliin (pöydän liikesuunta potilaan kehon kanssa) on spiraalin muotoinen.
Toisin kuin peräkkäinen CT , pöydän liikenopeus potilaan kehon kanssa voi ottaa mielivaltaisia arvoja, jotka määritetään tutkimuksen tavoitteiden mukaisesti. Mitä suurempi pöydän liikenopeus on, sitä suurempi on skannausalue. On tärkeää, että pöydän polun pituus yhdellä röntgenputken kierroksella voi olla 1,5-2 kertaa suurempi kuin tomografisen kerroksen paksuus ilman, että kuvan avaruudellinen resoluutio heikkenee.
Helical skannaustekniikka on vähentänyt merkittävästi TT-tutkimuksiin käytettyä aikaa ja vähentänyt merkittävästi potilaan säteilyaltistusta .
Monikerroksisen ("multispiral", "multi-slice" -tietokonetomografia - MSCT) esitteli ensimmäisenä Elscint Co. vuonna 1992. Perimmäinen ero MSCT:n ja aikaisempien sukupolvien spiraalitomografien välillä on, että portaalin kehällä ei ole yksi, vaan kaksi tai useampia ilmaisimia. Jotta eri riveissä sijaitsevat ilmaisimet voisivat vastaanottaa röntgensäteilyä samanaikaisesti, kehitettiin uusi - säteen kolmiulotteinen geometrinen muoto.
Vuonna 1992 ilmestyi ensimmäinen kaksiosainen (double helix) MSCT, jossa oli kaksi riviä ilmaisimia, ja vuonna 1998 neljä viipaletta (neliheliksi), jossa oli vastaavasti neljä riviä ilmaisimia. Edellä mainittujen ominaisuuksien lisäksi röntgenputken kierroslukua nostettiin yhdestä kahteen sekunnissa. Siten viidennen sukupolven nelijohtiminen MSCT on nyt kahdeksan kertaa nopeampi kuin perinteinen neljännen sukupolven kierukkamainen CT. Vuosina 2004-2005 esiteltiin 32-, 64- ja 128-viipaleen MSCT:itä, mukaan lukien ne, joissa oli kaksi röntgenputkea. Vuonna 2007 Toshiba toi markkinoille 320-viipaliset CT-skannerit, vuonna 2013 - 512- ja 640-viipaliset. Niiden avulla ei vain saa kuvia, vaan ne mahdollistavat myös aivoissa ja sydämessä tapahtuvien fysiologisten prosessien tarkkailun lähes "todellisessa" ajassa. .
Tällaisen järjestelmän ominaisuus on kyky skannata koko elin (sydän, nivelet, aivot jne.) yhdellä röntgenputken kierroksella, mikä lyhentää tutkimusaikaa, sekä kyky skannata sydäntä rytmihäiriöistä kärsiville potilaille.
MSCT:n edut tavanomaiseen helikaaliseen CT:hen verrattunaKaikki nämä tekijät lisäävät merkittävästi tutkimuksen nopeutta ja tietosisältöä.
Menetelmän suurin haittapuoli on edelleen potilaan korkea säteilyaltistus huolimatta siitä, että TT:n olemassaolon aikana sitä on vähennetty merkittävästi.
Ilmaisinryhmän etuna on, että rivissä olevien ilmaisimien lukumäärää voidaan helposti lisätä, jotta saadaan enemmän osia röntgenputken kiertoa kohden. Koska itse elementtien määrä on pienempi adaptiivisessa ilmaisimien ryhmässä, myös niiden väliset rakot ovat pienempiä, mikä vähentää potilaan säteilyaltistusta ja elektronista kohinaa. Siksi kolme neljästä maailmanlaajuisesta MSCT-valmistajasta on valinnut tämän tyypin.
Kaikki edellä mainitut innovaatiot eivät ainoastaan lisää spatiaalista resoluutiota , vaan erityisesti kehitettyjen rekonstruktioalgoritmien ansiosta ne voivat merkittävästi vähentää artefaktien (vieraiden elementtien) määrää ja kokoa TT-kuvissa.
MSCT:n tärkein etu verrattuna yksiviipaleen CT:hen on kyky saada isotrooppinen kuva skannattaessa submillimetrin viipaleen paksuudella (0,5 mm). Isotrooppinen kuva voidaan saada, jos kuvamatriisivokselin pinnat ovat yhtä suuret, eli vokseli on kuution muotoinen . Tässä tapauksessa tilaresoluutiot poikittaisessa x-y-tasossa ja pitkittäissuuntaisessa z-akselissa ovat samat .
Vuonna 2005 Siemens Medical Solutions esitteli ensimmäisen laitteen kahdella röntgenlähteellä (Dual Source Computed Tomography). Teoreettiset edellytykset sen luomiselle olivat jo vuonna 1979 , mutta teknisesti sen toteuttaminen tuolloin oli mahdotonta.
Itse asiassa se on yksi MSCT-tekniikan loogisista jatkoista. Tosiasia on, että sydäntä tutkittaessa (CT-sepelvaltimon angiografia) on tarpeen saada kuvia kohteista, jotka ovat jatkuvassa ja nopeassa liikkeessä, mikä vaatii erittäin lyhyen skannausajan. MSCT:ssä tämä saavutettiin synkronoimalla EKG ja tavanomainen tutkimus putken nopean pyörimisen kanssa. Mutta vähimmäisaika, joka tarvitaan suhteellisen kiinteän viipaleen rekisteröimiseen MSCT:lle, jonka putken pyörimisaika on 0,33 s (≈3 kierrosta sekunnissa), on 173 ms , eli putken puolikierrosaika. Tämä ajallinen erottelukyky on varsin riittävä normaaleille sykkeille (tutkimukset ovat osoittaneet tehokkuuden alle 65 lyöntiä minuutissa ja noin 80 lyöntiä minuutissa, ja näiden taajuuksien ja korkeampien arvojen välinen ero on vähäinen). Jonkin aikaa he yrittivät lisätä putken pyörimisnopeutta tomografiportaalissa. Tällä hetkellä sen kasvun teknisten mahdollisuuksien raja on saavutettu, sillä putken kierrolla 0,33 s sen paino kasvaa kertoimella 28 ( 28 g ylikuormitukset ). Alle 100 ms:n aikaresoluution saavuttamiseksi vaaditaan yli 75 g:n ylikuormituksen voittamista.
Kahden 90°:n kulmassa sijaitsevan röntgenputken käyttö antaa aikaresoluution, joka vastaa neljännestä putken kierrosjaksosta (83 ms 0,33 s:n kierrokselle). Tämä mahdollisti kuvien saamisen sydämestä supistumisnopeudesta riippumatta.
Tällaisella laitteella on myös toinen merkittävä etu: jokainen putki voi toimia omassa tilassaan (eri arvoilla jännite ja virta, kV ja mA, vastaavasti). Tämä mahdollistaa läheisten eritiheyksien kohteiden erottamisen paremmin kuvassa. Tämä on erityisen tärkeää, kun verrataan verisuonia ja muodostelmia, jotka ovat lähellä luita tai metallirakenteita. Tämä vaikutus perustuu säteilyn erilaiseen absorptioon, kun sen parametrit muuttuvat veren ja jodia sisältävän varjoaineen seoksessa, kun taas tämä parametri pysyy muuttumattomana hydroksiapatiitissa (luun perusta) tai metalleissa.
Muuten laitteet ovat perinteisiä MSCT-laitteita ja niissä on kaikki etunsa.
Uusien teknologioiden ja tietokonelaskennan massiivinen käyttöönotto on mahdollistanut TT- ja MRI -pohjaisten menetelmien, kuten virtuaalisen endoskopian , toteuttamisen .
Elinten erottamisen parantamiseksi toisistaan sekä normaaleilla ja patologisilla rakenteilla käytetään erilaisia kontrastin tehostamisen menetelmiä (useimmiten jodia sisältävien varjoaineiden avulla ).
Varjoaineen kaksi päätyyppiä ovat suun kautta (potilas, jolla on tietty hoito-ohjelma, juo lääkkeen liuosta) ja suonensisäinen (lääkintähenkilöstön suorittama). Ensimmäisen menetelmän päätarkoituksena on verrata maha-suolikanavan onttoja elimiä; toisen menetelmän avulla voidaan arvioida varjoaineen kertymisen luonnetta kudoksiin ja elimiin verenkiertojärjestelmän kautta. Suonensisäisen kontrastin tehostamisen menetelmät antavat monissa tapauksissa mahdollisuuden selventää havaittujen patologisten muutosten luonnetta (mukaan lukien melko tarkasti kasvainten esiintyminen niiden histologisen rakenteen oletukseen asti ) niitä ympäröivien pehmytkudosten taustalla, kuten sekä visualisoida muutoksia, joita ei havaita normaalin ("natiivi") tutkimuksen aikana.
Laskimonsisäinen kontrasti voidaan puolestaan suorittaa kahdella tavalla: "manuaalinen" suonensisäinen kontrasti ja boluskontrasti .
Ensimmäisessä menetelmässä varjoaineen syöttää manuaalisesti röntgenlaboratorioassistentti tai hoitohoitaja, antoaikaa ja -nopeutta ei säännellä, tutkimus alkaa varjoaineen käyttöönoton jälkeen. Tätä menetelmää käytetään ensimmäisten sukupolvien "hitaissa" laitteissa; MSCT:ssä varjoaineen "manuaalinen" anto ei enää vastaa menetelmän merkittävästi lisääntyneitä ominaisuuksia.
Boluskontrastitehosteella varjoaine ruiskutetaan suonensisäisesti ruisku-injektorilla määrätyllä nopeudella ja aineen annosteluhetkellä. Boluskontrastiparannuksen tarkoitus on rajata kontrastin tehostamisen vaiheet. Skannausajat vaihtelevat koneiden välillä, eri varjoaineen ruiskutusnopeuksilla ja potilaiden välillä; keskimäärin 4–5 ml/s lääkkeen injektionopeudella skannaus alkaa noin 20–30 sekuntia varjoinjektorin ruiskeen aloittamisen jälkeen, samalla kun visualisoidaan valtimoiden täyttyminen (kontrastitehostuksen valtimovaihe). 40-60 sekunnin kuluttua laite skannaa uudelleen saman alueen korostaakseen portaalilaskimovaihetta, jossa suonten kontrasti visualisoidaan. Erotetaan myös viivästynyt vaihe (180 sekuntia annon aloittamisen jälkeen), jossa varjoaineen erittymistä virtsateiden kautta havaitaan.
CT-angiografian avulla voit saada kerrostettuja kuvia verisuonista; Saatujen tietojen perusteella rakennetaan kolmiulotteinen malli verenkiertoelimistöstä tietokoneella jälkikäsittelyllä 3D-rekonstruktiolla.
Spiraali-CT-angiografia on yksi viimeisimmistä edistysaskeleista röntgentietokonetomografiassa. Tutkimus tehdään avohoidossa. Jodia sisältävää varjoainetta , jonka tilavuus on noin 100 ml, ruiskutetaan kynsilaskimoon . Varjoaineen käyttöönoton yhteydessä tehdään sarja skannauksia tutkittavasta alueesta.
Menetelmä, jonka avulla voit arvioida veren kulkeutumista kehon kudosten läpi, erityisesti:
Tietokonetomografiaa käytetään laajalti lääketieteessä useisiin tarkoituksiin:
CT-skannausta määrättäessä, kuten mitä tahansa röntgentutkimusta määrättäessä, on otettava huomioon seuraavat näkökohdat [4] :
Lopullisen päätöksen tutkimuksen toteutettavuudesta, laajuudesta ja tyypistä tekee radiologi [5] .
Ilman kontrastia:
Kontrastilla:
Myös tietokonetomografia lisää DNA-vaurioiden esiintymistiheyttä . Tietokonetomografiaa suoritettaessa säteilyannos oli 150 kertaa suurempi kuin yhdellä rintakehän röntgenkuvauksella [6] .
| Lääketieteelliset kuvantamismenetelmät | |
|---|---|
| röntgen |
|
| Magneettinen resonanssi | |
| Radionuklidi | |
| Optinen (laser) | |
| Ultraääni |
|
| Endoskooppinen | |