Computertomografie: conventionele, spiraal CT-scan

Computertomografie is een speciaal type röntgenonderzoek dat wordt uitgevoerd door indirect de verzwakking van röntgenstralen te meten vanuit verschillende posities rond de te onderzoeken patiënt. In wezen weten we alleen het volgende:

• wat de röntgenbuis verlaat,
• die de detector bereikt en
• Wat is de locatie van de röntgenbuis en de detector in elke positie?

Al het andere volgt uit deze informatie. De meeste CT-secties zijn verticaal georiënteerd ten opzichte van de lichaamsas. Ze worden meestal axiale of transversale secties genoemd. Voor elke sectie roteert de röntgenbuis rond de patiënt; de dikte van de sectie wordt vooraf geselecteerd. De meeste CT-scanners werken volgens het principe van constante rotatie met een waaiervormige divergentie van de bundels. In dit geval zijn de röntgenbuis en de detector star gekoppeld en vinden hun rotatiebewegingen rond het gescande gebied gelijktijdig plaats met de emissie en opvang van röntgenstralen. Zo bereiken röntgenstralen, die door de patiënt heen gaan, de detectoren aan de tegenoverliggende zijde. Waaiervormige divergentie treedt op in het bereik van 40° tot 60°, afhankelijk van het ontwerp van het apparaat, en wordt bepaald door de hoek vanaf het brandpunt van de röntgenbuis en zich in de vorm van een sector uitbreidend naar de buitenste grenzen van de rij detectoren. Meestal wordt bij elke rotatie van 360° een beeld gevormd; de verkregen gegevens zijn hiervoor voldoende. Tijdens het scannen worden dempingscoëfficiënten op meerdere punten gemeten, waardoor een dempingsprofiel ontstaat. Dempingsprofielen zijn in feite niets meer dan een reeks signalen die vanuit een bepaalde hoek van het buis-detectorsysteem van alle detectorkanalen worden ontvangen. Moderne CT-scanners kunnen gegevens verzenden en verzamelen van ongeveer 1400 posities van het detectorbuissysteem over een cirkel van 360°, oftewel ongeveer 4 posities per graad. Elk dempingsprofiel omvat metingen van 1500 detectorkanalen, d.w.z. ongeveer 30 kanalen per graad, uitgaande van een bundeldivergentiehoek van 50°. Aan het begin van het onderzoek, terwijl de patiëntentafel met een constante snelheid de gantry in beweegt, wordt een digitale röntgenfoto gemaakt (een "scanogram" of "topogram"), waarop later de benodigde secties kunnen worden gepland. Voor CT-onderzoek van de wervelkolom of het hoofd wordt de gantry in de gewenste hoek gedraaid, waardoor een optimale oriëntatie van de secties wordt bereikt.

Computertomografie maakt gebruik van complexe metingen van een röntgensensor die rond de patiënt draait om een groot aantal verschillende dieptespecifieke beelden (tomogrammen) te produceren. Deze worden gedigitaliseerd en omgezet in dwarsdoorsneden. CT levert twee- en driedimensionale informatie op die niet mogelijk is met gewone röntgenfoto's en met een veel hogere contrastresolutie. Hierdoor is CT de nieuwe standaard geworden voor het afbeelden van de meeste intracraniële, hoofd-hals, intrathoracale en intra-abdominale structuren.

Vroege CT-scanners gebruikten slechts één röntgensensor, waarbij de patiënt stapsgewijs door de scanner bewoog en voor elke afbeelding stopte. Deze methode is grotendeels vervangen door spiraalvormige CT: de patiënt beweegt continu door de scanner, die roteert en continu beelden maakt. Spiraalvormige CT verkort de beeldvormingstijd aanzienlijk en vermindert de plaatdikte. Het gebruik van scanners met meerdere sensoren (4-64 rijen röntgensensoren) verkort de beeldvormingstijd verder en maakt plaatdiktes van minder dan 1 mm mogelijk.

Met zoveel weergegeven data kunnen beelden vanuit vrijwel elke hoek worden gereconstrueerd (zoals bij MRI) en kunnen ze worden gebruikt om driedimensionale beelden te construeren met behoud van een diagnostische beeldvormingsoplossing. Klinische toepassingen zijn onder andere CT-angiografie (bijvoorbeeld voor de evaluatie van longembolie) en beeldvorming van het hart (bijvoorbeeld coronaire angiografie, voor de evaluatie van verharding van de kransslagaders). Elektronenbundel-CT, een ander type snelle CT, kan ook worden gebruikt om verharding van de kransslagaders te evalueren.

CT-scans kunnen met of zonder contrast worden gemaakt. CT zonder contrast kan acute bloedingen (die er helderwit uitzien) detecteren en botbreuken karakteriseren. Contrast-CT gebruikt intraveneus of oraal contrast, of beide. IV-contrast, vergelijkbaar met dat wat wordt gebruikt bij gewone röntgenfoto's, wordt gebruikt om tumoren, infecties, ontstekingen en letsel aan weke delen in beeld te brengen en om het vaatstelsel te evalueren, zoals bij verdenking op longembolie, aorta-aneurysma of aortadissectie. Renale uitscheiding van contrast maakt evaluatie van het urogenitale systeem mogelijk. Zie voor informatie over contrastreacties en de interpretatie ervan:

Oraal contrastmiddel wordt gebruikt om de buikstreek in beeld te brengen; dit helpt om de darmstructuur te onderscheiden van de omliggende structuur. Het standaard orale contrastmiddel, bariumjodium, kan worden gebruikt bij verdenking op darmperforatie (bijvoorbeeld door trauma); laag-osmolair contrastmiddel dient te worden gebruikt bij een hoog risico op aspiratie.

Blootstelling aan straling is een belangrijk aspect bij het gebruik van CT. De stralingsdosis van een routinematige CT-scan van de buik is 200 tot 300 keer hoger dan de stralingsdosis van een typische thoraxfoto. CT is nu de meest voorkomende bron van kunstmatige straling voor het grootste deel van de bevolking en is goed voor meer dan twee derde van de totale medische blootstelling aan straling. Deze mate van menselijke blootstelling is niet triviaal; het levenslange risico op blootstelling aan straling voor kinderen die tegenwoordig aan CT-straling worden blootgesteld, wordt veel hoger geschat dan dat van volwassenen. Daarom moet de noodzaak van CT-onderzoek zorgvuldig worden afgewogen tegen het potentiële risico voor elke individuele patiënt.

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

Multislice computertomografie

Multi-detector spiraalcomputertomografie (multislice computertomografie)

CT-scanners met meerdere rijen detectoren behoren tot de nieuwste generatie scanners. Tegenover de röntgenbuis bevindt zich niet één, maar meerdere rijen detectoren. Dit zorgt voor een aanzienlijke verkorting van de onderzoekstijd en een verbeterde contrastresolutie, waardoor bijvoorbeeld contrasterende bloedvaten duidelijker zichtbaar zijn. De rijen Z-asdetectoren tegenover de röntgenbuis hebben verschillende breedtes: de buitenste rij is breder dan de binnenste. Dit biedt betere omstandigheden voor beeldreconstructie na dataverzameling.

[ 5 ], [ 6 ], [ 7 ]

Vergelijking van traditionele en spiraalcomputertomografie

Conventionele CT-scans maken een reeks opeenvolgende, gelijkmatig verdeelde beelden van een specifiek lichaamsdeel, zoals de buik of het hoofd. Na elke snede is een korte pauze nodig om de tafel met de patiënt naar de volgende vooraf bepaalde positie te verplaatsen. De dikte en de overlapping/interslice-afstand zijn vooraf bepaald. De ruwe gegevens voor elk niveau worden apart opgeslagen. Een korte pauze tussen de sneden stelt de bewuste patiënt in staat om adem te halen, waardoor ernstige ademhalingsartefacten in het beeld worden vermeden. Het onderzoek kan echter enkele minuten duren, afhankelijk van het scangebied en de grootte van de patiënt. Het is belangrijk om de beeldopname te timen na IV CS, wat met name belangrijk is voor het beoordelen van perfusie-effecten. CT is de voorkeursmethode voor het verkrijgen van een volledig 2D axiaal beeld van het lichaam zonder de interferentie van bot en/of lucht zoals te zien is op conventionele röntgenfoto's.

Bij spiraalcomputertomografie met detectoropstelling met één of meerdere rijen (MSCT) vindt de acquisitie van patiëntgegevens continu plaats tijdens het opschuiven van de tafel in de gantry. De röntgenbuis beschrijft een spiraalvormig traject rond de patiënt. De opschuivende tafel is gecoördineerd met de tijd die de buis nodig heeft om 360° te roteren (spiraalhelling) - de data-acquisitie gaat continu door. Een dergelijke moderne techniek verbetert de tomografie aanzienlijk, omdat ademhalingsartefacten en ruis de individuele dataset minder sterk beïnvloeden dan bij traditionele computertomografie. Eén enkele ruwe database wordt gebruikt om coupes van verschillende diktes en intervallen te reconstrueren. Gedeeltelijke overlapping van coupes verbetert de reconstructiemogelijkheden.

Het verzamelen van gegevens voor een volledige buikscan duurt 1 tot 2 minuten: 2 of 3 spiralen van elk 10 tot 20 seconden. Deze tijdslimiet is afhankelijk van het vermogen van de patiënt om zijn adem in te houden en de noodzaak om de röntgenbuis te koelen. Er is wat extra tijd nodig om het beeld te reconstrueren. Bij het beoordelen van de nierfunctie is een korte pauze na toediening van het contrastmiddel nodig om de uitscheiding van het contrastmiddel mogelijk te maken.

Een ander belangrijk voordeel van de spiraalmethode is de mogelijkheid om pathologische formaties te detecteren die kleiner zijn dan de plakdikte. Kleine levermetastasen kunnen gemist worden als ze niet in de plak vallen vanwege de onregelmatige ademhalingsdiepte van de patiënt tijdens het scannen. Metastasen kunnen gemakkelijk worden gedetecteerd aan de hand van de ruwe data van de spiraalmethode bij het reconstrueren van plakken die zijn verkregen met overlappende coupes.

[ 8 ]

Ruimtelijke resolutie

Beeldreconstructie is gebaseerd op contrastverschillen tussen individuele structuren. Op basis hiervan wordt een beeldmatrix van het visualisatiegebied van 512 x 512 of meer beeldelementen (pixels) gemaakt. Pixels verschijnen op het beeldscherm als gebieden met verschillende grijstinten, afhankelijk van hun verzwakkingscoëfficiënt. In feite zijn dit geen vierkante vlakken, maar kubussen (voxels = volumetrische elementen) met een lengte langs de lichaamsas die overeenkomt met de dikte van de snede.

De beeldkwaliteit verbetert met kleinere voxels, maar dit geldt alleen voor de ruimtelijke resolutie; verdere verdunning van de snede vermindert de signaal-ruisverhouding. Een ander nadeel van dunne sneden is de verhoogde stralingsdosis voor de patiënt. Kleine voxels met gelijke afmetingen in alle drie de dimensies (isotrope voxel) bieden echter aanzienlijke voordelen: multiplanaire reconstructie (MPR) in coronale, sagittale of andere projecties wordt zonder stapcontour op de afbeelding gepresenteerd. Het gebruik van voxels met ongelijke afmetingen (anisotrope voxels) voor MPR leidt tot het verschijnen van rafels in de gereconstrueerde afbeelding. Het kan bijvoorbeeld moeilijk zijn om een fractuur uit te sluiten.

[ 9 ], [ 10 ]

Spiraalvormige stap

De spoed van de spiraal kenmerkt de mate van tafelbeweging in mm per rotatie en de dikte van de snede. Langzame tafelbeweging vormt een gecomprimeerde spiraal. Versnelling van de tafelbeweging zonder de dikte van de snede of de rotatiesnelheid te veranderen, creëert ruimte tussen de sneden in de resulterende spiraal.

Meestal wordt onder de spiraalspoed de verhouding verstaan tussen de beweging (toevoer) van de tafel tijdens de rotatie van het portaal, uitgedrukt in mm, en de collimatie, eveneens uitgedrukt in mm.

Omdat de afmetingen (mm) in de teller en noemer in evenwicht zijn, is de helixspoed een dimensieloze grootheid. Voor MSCT wordt de zogenaamde volumetrische helixspoed meestal beschouwd als de verhouding van de tafelinvoer tot één enkele snede, in plaats van tot het totale aantal snedes langs de Z-as. In het bovenstaande voorbeeld is de volumetrische helixspoed 16 (24 mm / 1,5 mm). Er is echter een tendens om terug te keren naar de eerste definitie van de helixspoed.

Nieuwe scanners bieden de mogelijkheid om een craniocaudaal (Z-as) verlengstuk van het onderzoeksgebied in het topogram te selecteren. Ook de rotatietijd van de buis, de collimatie van de snede (dunne of dikke snede) en de onderzoeksduur (adempauze) worden naar behoefte aangepast. Software zoals SureView berekent de juiste spiraalpitch, meestal ingesteld tussen 0,5 en 2,0.

[ 11 ], [ 12 ]

Slice Collimation: Resolutie langs de Z-as

De beeldresolutie (langs de Z-as of de lichaamsas van de patiënt) kan ook met behulp van collimatie worden aangepast aan de specifieke diagnostische taak. Plakjes van 5 tot 8 mm dikte komen volledig overeen met een standaard abdominaal onderzoek. Voor de precieze lokalisatie van kleine botbreukfragmenten of de beoordeling van subtiele longveranderingen zijn echter dunne plakjes (0,5 tot 2 mm) nodig. Wat bepaalt de plakdikte?

De term collimatie wordt gedefinieerd als het verkrijgen van een dunne of dikke snede langs de longitudinale as van het lichaam van de patiënt (Z-as). De arts kan de waaiervormige divergentie van de stralingsbundel van de röntgenbuis beperken met een collimator. De grootte van de collimatoropening reguleert de doorgang van stralen die de detectoren achter de patiënt in een brede of smalle stroom raken. Het versmallen van de stralingsbundel verbetert de ruimtelijke resolutie langs de Z-as van de patiënt. De collimator kan niet alleen direct bij de uitgang van de buis worden geplaatst, maar ook direct vóór de detectoren, d.w.z. "achter" de patiënt wanneer bekeken vanaf de zijkant van de röntgenbron.

Een collimator-apertuurafhankelijk systeem met één rij detectoren achter de patiënt (single slice) kan slices van 10 mm, 8 mm, 5 mm of zelfs 1 mm produceren. CT-scans met zeer dunne coupes worden "high-resolution CT" (HRCT) genoemd. Als de plakdikte minder dan een millimeter is, spreekt men van "ultra-high-resolution CT" (UHRCT). UHRCT, dat wordt gebruikt voor onderzoek van het rotsbeen met plakjes van ongeveer 0,5 mm, toont fijne breuklijnen die door de schedelbasis of de gehoorbeentjes in de trommelholte lopen. Voor de lever wordt een hoge contrastresolutie gebruikt om metastasen te detecteren, waarvoor plakjes van iets grotere dikte nodig zijn.

[ 13 ], [ 14 ], [ 15 ]

Detectorplaatsingsschema's

De verdere ontwikkeling van de single-slice spiraaltechnologie leidde tot de introductie van multi-slice (multispiraal) technieken, waarbij niet één, maar meerdere rijen detectoren loodrecht op de Z-as tegenover de röntgenbron worden geplaatst. Dit maakt het mogelijk om gelijktijdig gegevens uit meerdere secties te verzamelen.

Vanwege de waaiervormige divergentie van de straling moeten de detectorrijen verschillende breedtes hebben. De detectoropstelling is zodanig dat de breedte van de detectoren toeneemt van het midden naar de rand, wat verschillende combinaties van dikte en aantal verkregen slices mogelijk maakt.

Een 16-slice studie kan bijvoorbeeld worden uitgevoerd met 16 dunne, hoge-resolutie slices (voor Siemens Sensation 16 is dit de 16 x 0,75 mm-techniek) of met 16 coupes van tweemaal de dikte. Voor iliofemorale CT-angiografie verdient het de voorkeur om in één cyclus langs de Z-as een volumeslice te verkrijgen. In dit geval is de collimatiebreedte 16 x 1,5 mm.

De ontwikkeling van CT-scanners stopte niet bij 16 slices. De dataverzameling kan worden versneld door scanners met 32 en 64 rijen detectoren te gebruiken. De trend naar dunnere slices leidt echter tot hogere stralingsdoses voor de patiënt, wat aanvullende en reeds haalbare maatregelen vereist om de blootstelling aan straling te verminderen.

Bij onderzoek van de lever en pancreas geven veel specialisten er de voorkeur aan om de plakdikte te verminderen van 10 naar 3 mm om de beeldscherpte te verbeteren. Dit verhoogt echter het ruisniveau met ongeveer 80%. Om de beeldkwaliteit te behouden, is het daarom nodig om ofwel de stroomsterkte op de buis extra te verhogen, d.w.z. de stroomsterkte (mA) met 80% te verhogen, ofwel de scantijd te verlengen (het mA-product neemt toe).

[ 16 ], [ 17 ]

Beeldreconstructiealgoritme

Spiraal-CT heeft een bijkomend voordeel: tijdens het beeldreconstructieproces worden de meeste gegevens niet daadwerkelijk in een specifieke snede gemeten. In plaats daarvan worden metingen buiten die snede geïnterpoleerd met de meeste waarden in de buurt van de snede en worden ze schijfspecifieke gegevens. Met andere woorden: de resultaten van de dataverwerking in de buurt van de snede zijn belangrijker voor de reconstructie van de afbeelding van een bepaalde doorsnede.

Hieruit volgt een interessant fenomeen. De patiëntdosis (in mGy) wordt gedefinieerd als mAs per rotatie gedeeld door de helixpitch, en de dosis per afbeelding is gelijk aan mAs per rotatie, zonder rekening te houden met de helixpitch. Als de instellingen bijvoorbeeld 150 mAs per rotatie zijn met een helixpitch van 1,5, dan is de patiëntdosis 100 mAs en de dosis per afbeelding 150 mAs. Het gebruik van helixtechnologie kan daarom de contrastresolutie verbeteren door een hoge mAs-waarde te kiezen. Dit maakt het mogelijk om het beeldcontrast en de weefselresolutie (beeldhelderheid) te verhogen door de plakdikte te verkleinen en een pitch en helixintervallengte te selecteren die de patiëntdosis verlagen! Zo kan een groot aantal plakken worden verkregen zonder de dosis of de belasting van de röntgenbuis te verhogen.

Deze technologie is vooral belangrijk bij het omzetten van de verkregen gegevens in tweedimensionale (sagittale, kromlijnige, coronale) of driedimensionale reconstructies.

De meetgegevens van de detectoren worden profiel voor profiel doorgegeven aan de detectorelektronica als elektrische signalen die overeenkomen met de werkelijke verzwakking van de röntgenstraling. De elektrische signalen worden gedigitaliseerd en vervolgens naar de videoprocessor gestuurd. In deze fase van de beeldreconstructie wordt een "pipeline"-methode gebruikt, bestaande uit voorbewerking, filtering en reverse engineering.

Voorbewerking omvat alle correcties die worden aangebracht om de verkregen data voor te bereiden op beeldreconstructie. Bijvoorbeeld donkerstroomcorrectie, uitgangssignaalcorrectie, kalibratie, spoorcorrectie, stralingsverharding, enz. Deze correcties worden aangebracht om variaties in de werking van de buis en de detectoren te verminderen.

Filtering gebruikt negatieve waarden om de beeldvervaging te corrigeren die inherent is aan reverse engineering. Als bijvoorbeeld een cilindrisch waterfantoom wordt gescand en gereconstrueerd zonder filtering, zullen de randen extreem wazig zijn. Wat gebeurt er wanneer acht dempingsprofielen over elkaar heen worden gelegd om het beeld te reconstrueren? Omdat een deel van de cilinder wordt gemeten door twee over elkaar gelegde profielen, ontstaat een stervormig beeld in plaats van een echte cilinder. Door negatieve waarden toe te voegen boven de positieve component van de dempingsprofielen, worden de randen van deze cilinder scherper.

Reverse engineering herdistribueert de geconvolueerde scandata naar een tweedimensionale beeldmatrix, die de beschadigde segmenten weergeeft. Dit gebeurt profiel voor profiel totdat de beeldreconstructie is voltooid. De beeldmatrix kan worden beschouwd als een dambord, maar dan opgebouwd uit 512 x 512 of 1024 x 1024 elementen, ook wel "pixels" genoemd. Reverse engineering resulteert erin dat elke pixel een exacte dichtheid heeft, die op het beeldscherm wordt weergegeven als verschillende grijstinten, van licht tot donker. Hoe lichter het schermoppervlak, hoe hoger de dichtheid van het weefsel binnen de pixel (bijv. botstructuren).

[ 18 ], [ 19 ]

Effect van spanning (kV)

Wanneer het te onderzoeken anatomische gebied een hoog absorptievermogen heeft (bijv. CT-scan van het hoofd, de schoudergordel, de thoracale of lumbale wervelkolom, het bekken of gewoon een obese patiënt), is het raadzaam om een hogere spanning of, als alternatief, hogere mA-waarden te gebruiken. Door een hoge spanning op de röntgenbuis te selecteren, verhoogt u de hardheid van de röntgenstraling. Hierdoor dringen de röntgenstralen veel gemakkelijker door in het anatomische gebied met een hoog absorptievermogen. Het positieve aspect van dit proces is dat de laagenergetische componenten van de straling die door de weefsels van de patiënt worden geabsorbeerd, worden verminderd zonder de beeldvorming te beïnvloeden. Voor onderzoek bij kinderen en bij het volgen van de KB-bolus kan het raadzaam zijn om een lagere spanning te gebruiken dan bij standaardinstellingen.

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

Buisstroom (mAs)

De stroomsterkte, gemeten in milliampèreseconden (mAs), beïnvloedt ook de stralingsdosis die de patiënt ontvangt. Een grote patiënt heeft een hogere stroomsterkte in de buis nodig om een goed beeld te krijgen. Zo krijgt een patiënt met meer overgewicht een hogere stralingsdosis dan bijvoorbeeld een kind met een aanzienlijk kleiner lichaam.

Gebieden met botstructuren die straling meer absorberen en verstrooien, zoals de schoudergordel en het bekken, vereisen een hogere buisstroomsterkte dan bijvoorbeeld de nek, de buik van een slank persoon of de benen. Deze afhankelijkheid wordt actief gebruikt in de stralingsbescherming.

Scantijd

De kortst mogelijke scantijd moet worden gekozen, met name in de buik en borstkas, waar hartcontracties en darmperistaltiek de beeldkwaliteit kunnen verslechteren. De kwaliteit van CT-beelden wordt ook verbeterd door de kans op onwillekeurige patiëntbewegingen te verkleinen. Aan de andere kant kunnen langere scantijden nodig zijn om voldoende gegevens te verzamelen en de ruimtelijke resolutie te maximaliseren. Soms wordt bewust gekozen voor langere scantijden met een lagere stroomsterkte om de levensduur van de röntgenbuis te verlengen.

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

3D-reconstructie

Omdat spiraaltomografie gegevens verzamelt over een volledig lichaamsdeel van de patiënt, is de visualisatie van fracturen en bloedvaten aanzienlijk verbeterd. Er worden verschillende 3D-reconstructietechnieken gebruikt:

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

Maximale intensiteitsprojectie (MIP)

MIP is een wiskundige methode waarmee hyperintense voxels worden geëxtraheerd uit een 2D- of 3D-dataset. Voxels worden geselecteerd uit een dataset die onder verschillende hoeken is opgenomen en vervolgens geprojecteerd als 2D-beelden. Het 3D-effect wordt verkregen door de projectiehoek in kleine stapjes te veranderen en het gereconstrueerde beeld vervolgens snel achter elkaar te visualiseren (d.w.z. in een dynamische weergavemodus). Deze methode wordt vaak gebruikt bij contrastversterkte beeldvorming van bloedvaten.

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

Multiplanaire reconstructie (MPR)

Deze techniek maakt het mogelijk om beelden in elke projectie te reconstrueren, of deze nu coronaal, sagittaal of curvilineair is. MPR is een waardevol hulpmiddel bij fractuurdiagnostiek en orthopedie. Traditionele axiale coupes geven bijvoorbeeld niet altijd volledige informatie over fracturen. Een zeer dunne fractuur zonder verschuiving van fragmenten en verstoring van de corticale plaat kan met MPR effectiever worden opgespoord.

[ 41 ], [ 42 ]

Oppervlakte-geschaduwd beeldscherm, SSD

Deze methode reconstrueert het orgaan- of botoppervlak boven een bepaalde drempelwaarde in Hounsfield-eenheden. De keuze van de beeldhoek, evenals de locatie van de hypothetische lichtbron, is cruciaal voor een optimale reconstructie (de computer berekent en verwijdert schaduwgebieden uit de afbeelding). Het botoppervlak toont duidelijk de fractuur van de distale radius, zoals aangetoond door MPR.

3D SSD wordt ook gebruikt bij chirurgische planning, zoals bij een traumatische wervelfractuur. Door de hoek van de afbeelding te veranderen, is het eenvoudig om een compressiefractuur van de thoracale wervelkolom te detecteren en de conditie van de intervertebrale foramina te beoordelen. Deze laatste kan in verschillende projecties worden bekeken. De sagittale MPR toont een botfragment dat in het wervelkanaal is verschoven.

Basisregels voor het lezen van CT-scans

• Anatomische oriëntatie

Het beeld op de monitor is niet alleen een tweedimensionale weergave van de anatomische structuren, maar bevat ook gegevens over de gemiddelde weefselabsorptie van röntgenstralen, weergegeven door een matrix van 512 x 512 elementen (pixels). De plak heeft een bepaalde dikte (dS ₎ en is de som van kubusvormige elementen (voxels) van dezelfde grootte, gecombineerd in een matrix. Deze technische eigenschap vormt de basis van het partiële volume-effect, dat hieronder wordt uitgelegd. De verkregen beelden worden meestal van onderaf bekeken (vanaf de caudale zijde). Daarom is de rechterkant van de patiënt links in de afbeelding en vice versa. Bijvoorbeeld, de lever, gelegen in de rechterhelft van de buikholte, is weergegeven aan de linkerkant van de afbeelding. En organen die zich aan de linkerkant bevinden, zoals de maag en de milt, zijn zichtbaar in de afbeelding aan de rechterkant. Het voorste oppervlak van het lichaam, in dit geval weergegeven door de voorste buikwand, is gedefinieerd in het bovenste deel van de afbeelding en het achterste oppervlak met de wervelkolom is onderaan. Hetzelfde principe van beeldvorming wordt gebruikt bij conventionele radiografie.

• Gedeeltelijke volume-effecten

De radioloog bepaalt de plakdikte (dS ₎. Voor onderzoek van de borst- en buikholte wordt doorgaans 8-10 mm gekozen, en voor de schedel, wervelkolom, oogkassen en piramides van de slaapbeenderen 2-5 mm. Structuren kunnen dus de volledige plakdikte of slechts een deel ervan beslaan. De intensiteit van de voxelkleuring op de grijsschaal hangt af van de gemiddelde verzwakkingscoëfficiënt voor al haar componenten. Als de structuur over de gehele plakdikte dezelfde vorm heeft, zal deze duidelijk omlijnd lijken, zoals in het geval van de aorta abdominalis en de vena cava inferior.

Het partiële volume-effect treedt op wanneer de structuur niet de volledige dikte van de plak beslaat. Als de plak bijvoorbeeld slechts een deel van het wervellichaam en een deel van de tussenwervelschijf omvat, zijn de contouren ervan onduidelijk. Hetzelfde geldt wanneer het orgaan zich binnen de plak vernauwt. Dit is de reden voor de beperkte helderheid van de nierpolen, de contouren van de galblaas en de urineblaas.

• Verschil tussen nodulaire en buisvormige structuren

Het is belangrijk om vergrote en pathologisch veranderde lymfeklieren te kunnen onderscheiden van de vaten en spieren die in de dwarsdoorsnede zijn opgenomen. Het kan erg moeilijk zijn om dit te doen vanuit slechts één doorsnede, omdat deze structuren dezelfde dichtheid (en dezelfde grijstint) hebben. Daarom is het altijd nodig om aangrenzende doorsneden, meer craniaal en caudaal gelegen, te analyseren. Door te specificeren in hoeveel doorsneden een bepaalde structuur zichtbaar is, is het mogelijk het dilemma op te lossen of we een vergrote lymfeklier of een min of meer lange buisvormige structuur zien: de lymfeklier zal slechts in één of twee doorsneden worden bepaald en zal niet zichtbaar zijn in aangrenzende doorsneden. De aorta, vena cava inferior en spieren, zoals de iliacale-lumbale, zijn zichtbaar in de gehele craniocaudaal beeldreeks.

Als er een vermoeden bestaat van een vergrote nodulaire formatie op één plek, moet de arts onmiddellijk aangrenzende plekken vergelijken om duidelijk te bepalen of deze "formatie" in dwarsdoorsnede simpelweg een bloedvat of spier is. Deze tactiek is ook effectief omdat het de mogelijkheid biedt om snel het effect van een privévolume vast te stellen.

• Densitometrie (meting van weefseldichtheid)

Als het bijvoorbeeld niet bekend is of de vloeistof in de pleuraholte effusie of bloed is, vergemakkelijkt het meten van de dichtheid de differentiële diagnose. Evenzo kan densitometrie worden gebruikt voor focale laesies in het lever- of nierparenchym. Het is echter niet aan te raden om een conclusie te trekken op basis van de beoordeling van één voxel, aangezien dergelijke metingen niet erg betrouwbaar zijn. Voor een grotere betrouwbaarheid is het noodzakelijk om het "interessegebied", bestaande uit meerdere voxels in een focale laesie, elke structuur of volume vloeistof, uit te breiden. De computer berekent de gemiddelde dichtheid en de standaarddeviatie.

Zorg er vooral voor dat u geen verhardingsartefacten of partiële volume-effecten mist. Als een laesie zich niet over de volledige plakdikte uitstrekt, omvat de dichtheidsmeting ook aangrenzende structuren. De dichtheid van een laesie wordt alleen correct gemeten als deze de volledige plakdikte vult (dS ₎. In dit geval is het waarschijnlijker dat de meting de laesie zelf betreft dan de aangrenzende structuren. Als dS groter is dan de diameter van de laesie, zoals bij een kleine laesie, resulteert dit in een partieel volume-effect op elk scanniveau.

• Dichtheidsniveaus van verschillende soorten stoffen

Moderne apparaten kunnen 4096 grijstinten weergeven, die verschillende dichtheidsniveaus in Hounsfield-eenheden (HU) vertegenwoordigen. De dichtheid van water werd willekeurig vastgesteld op 0 HU en van lucht op -1000 HU. Een beeldscherm kan maximaal 256 grijstinten weergeven. Het menselijk oog kan er echter slechts ongeveer 20 onderscheiden. Omdat het spectrum van de dichtheid van menselijk weefsel zich uitstrekt tot voorbij deze vrij smalle grenzen, is het mogelijk om het beeldvenster zo te selecteren en aan te passen dat alleen weefsels met het gewenste dichtheidsbereik zichtbaar zijn.

De gemiddelde vensterdichtheid moet zo dicht mogelijk bij de dichtheid van de te onderzoeken weefsels liggen. De long kan, vanwege de verhoogde luchtdichtheid, het beste worden onderzocht in een venster met een lage HU-instelling, terwijl voor botweefsel de vensterdichtheid aanzienlijk moet worden verhoogd. Het beeldcontrast is afhankelijk van de vensterbreedte: een versmald venster is contrastrijker, aangezien 20 grijstinten slechts een klein deel van de dichtheidsschaal beslaan.

Het is belangrijk op te merken dat de dichtheid van bijna alle parenchymateuze organen binnen de nauwe grenzen tussen 10 en 90 HU ligt. De longen vormen een uitzondering, dus zoals hierboven vermeld, moeten speciale vensterparameters worden ingesteld. Met betrekking tot bloedingen moet er rekening mee worden gehouden dat de dichtheid van recent gestold bloed ongeveer 30 HU hoger is dan die van vers bloed. De dichtheid daalt vervolgens weer in gebieden met oude bloedingen en in gebieden met trombuslysis. Exsudaat met een eiwitgehalte van meer dan 30 g/l is met standaard vensterinstellingen niet gemakkelijk te onderscheiden van transsudaat (met een eiwitgehalte lager dan 30 g/l). Bovendien moet worden opgemerkt dat de hoge mate van dichtheidsoverlap, bijvoorbeeld in lymfeklieren, milt, spieren en pancreas, het onmogelijk maakt om de weefselidentiteit vast te stellen op basis van alleen een dichtheidsbeoordeling.

Concluderend kan worden opgemerkt dat de normale weefseldichtheid ook van persoon tot persoon varieert en verandert onder invloed van contrastmiddelen in het circulerende bloed en in het orgaan. Dit laatste aspect is van bijzonder belang voor de studie van het urogenitale stelsel en betreft de intraveneuze toediening van contrastmiddelen. In dit geval begint het contrastmiddel snel door de nieren te worden uitgescheiden, wat leidt tot een toename van de dichtheid van het nierparenchym tijdens het scannen. Dit effect kan worden gebruikt om de nierfunctie te beoordelen.

• Onderzoek documenteren in verschillende vensters

Zodra de afbeelding is verkregen, is het noodzakelijk om deze op film over te zetten (een papieren kopie te maken) om het onderzoek te documenteren. Bijvoorbeeld, bij het beoordelen van de conditie van het mediastinum en de weke delen van de borstkas, wordt een venster zo ingesteld dat de spieren en het vetweefsel duidelijk zichtbaar zijn in grijstinten. In dit geval wordt een wekedelenvenster gebruikt met een centrum van 50 HU en een breedte van 350 HU. Hierdoor worden weefsels met een dichtheid van -125 HU (50-350/2) tot +225 HU (50+350/2) in grijs weergegeven. Alle weefsels met een dichtheid lager dan -125 HU, zoals de longen, worden zwart weergegeven. Weefsels met een dichtheid hoger dan +225 HU zijn wit en hun interne structuur is niet gedifferentieerd.

Indien onderzoek van het longparenchym noodzakelijk is, bijvoorbeeld wanneer nodulaire structuren zijn uitgesloten, moet het venstercentrum worden verkleind tot -200 HU en de breedte worden vergroot tot 2000 HU. Bij gebruik van dit venster (pulmonaal venster) worden longstructuren met een lage dichtheid beter gedifferentieerd.

Om maximaal contrast tussen de grijze en witte hersenstof te bereiken, moet een speciaal hersenvenster worden geselecteerd. Omdat de dichtheid van grijze en witte stof slechts lichtjes verschilt, moet het wekedelenvenster zeer smal (80-100 HU) en contrastrijk zijn, en moet het midden ervan zich in het midden van de hersenweefseldichtheidswaarden (35 HU) bevinden. Met dergelijke instellingen is het onmogelijk om de schedelbeenderen te onderzoeken, aangezien alle structuren met een dichtheid van meer dan 75-85 HU er wit uitzien. Daarom moeten het midden en de breedte van het botvenster aanzienlijk hoger zijn - respectievelijk ongeveer +300 HU en 1500 HU. Metastasen in het achterhoofdsbeen worden alleen gevisualiseerd met behulp van een botvenster, maar niet met een hersenvenster. Aan de andere kant zijn de hersenen praktisch onzichtbaar in het botvenster, dus kleine metastasen in de hersenmaterie zullen niet opvallen. We moeten deze technische details altijd onthouden, aangezien in de meeste gevallen de beelden in alle vensters niet op film worden overgebracht. De arts die het onderzoek uitvoert, bekijkt de beelden op het scherm in alle mogelijke vensters, zodat hij geen belangrijke tekenen van pathologie over het hoofd ziet.

[ 43 ], [ 44 ], [ 45 ]