P OČÍTAČOVÁ TOMOGRAFIE (C OMPUTED T OMOGRAPHY , CT)

Tato metoda (někdy i nazývána výpočetní tomografie) odstraňuje nedostatky klasického rentgenu, kde docházelo k překrývání jednotlivých zkoumaných objektů na snímku. Jelikož se jedná o výpočetně náročný proces, její zavedení bylo možné až se zavedením počítačů do medicíny.

Objevitelem počítačové tomografie byl v roce 1971 Brit Sir Godfrey Newbold Hounsfield, který byl následně u realizace prvního počítačového tomografu ve výzkumných laboratořích firmy EMI v Londýně. Nezávisle stejný objev učinil i Američan Allan McLeod Cormack. Oba dva dostali v roce 1979 Nobelovu za fyziologii a medicínu [16].

Název počítačového tomografu pochází z řeckého slova tome, které znamená řez. Pacient leží při vyšetření na vyšetřovacím stole, který je zasunut do přístroje.

Po kruhové ose obíhá zařízení složené z rentgenky a detektorů kolem pacienta (obrázek 2.3). Pacient je tak prozářen z nejrůznějších úhlů v jedné rovině. Za pomocí počítače, který je nedílnou součástí tomografu, je zrekonstruován plošný řez části pacientova těla. Každý řez je vytvořen matematickou rekonstrukcí předmětu ze znalosti průmětů předmětu do různých směrů. To spočívá ve vyřešení velké soustavy rovnic.

Jednotlivé řezy jsou rozděleny do matic malých objemových elementů (voxelů) se čtvercovou základnou a výsledek řešení soustavy rovnic spočívá v přiřazení každému voxelu konstantní hodnotu útlumu [7].

Obrázek 2.3: Princip počítačového tomografu [7]

Matematické odvození rekonstrukce prostorového obrazu na základě znalosti jeho projekcí popsal ve své práci roku 1917 Johann Radon. K řešení tzv. obrazové rekonstrukce se používá Radonova transformace (viz. obrázek 2.4 a rovnice 2.2.1, 2.2.2 a 2.2.3[2]), která z obrazu vytváří projekce, a zpětná Radonova transformace, která rekonstruuje z projekcí obraz.

Obrázek 2.4: Princip Radonovy transformace[2]

(2.2.1) (2.2.2) (2.2.3) Absorpční vlastnosti tkáně jsou ohodnoceny Hounsfieldovým číslem (H.u.), které je v rozsahu od -1000 H.u. pro vzduch (který má na výsledném snímku nejmenší jas) až do +1000 H.u.[7]. pro kosti (které mají na snímku nejvyšší jas). Každý voxel na snímku je pak zobrazen rozdílným jasem. Jelikož je rozmezí Hounsfieldových čísel tak veliké, je výsledný kontrast mnohanásobně vyšší než na klasickém rentgenovém snímku.

Touto metodou získáváme mnoho obrazů řezů lidského těla. Jednotlivé jasy jsou dány útlumem tkáně v daném místě. Získaný snímek tak obsahuje pouze informace o jednotlivém bodu v těle. Snímků se většinou pořizuje více (cca několik stovek) v rovnoběžných rovinách s konstantní vzdáleností řezů lidského těla (obrázek 2.5). Vzdálenost mezi jednotlivými řezy se pohybuje od 0,4mm až 2mm.

θ

Obrázek 2.5: Získané CT snímky řezů pacienta v rovnoběžných rovinách

Jelikož je zde velice dobře rozpoznatelná kost, protože vykazuje vysoký jas, a CT snímky se zde vytváří v mnoha rovnoběžných rovinách, je tato metoda vhodná pro vytváření modelů kostí. Na obrázku 2.6 je zobrazen CT snímek hlavy.

Obrázek 2.6: CT snímek hlavy

2.2.1 Kategorie CT systémů

Systémy výpočetní tomografie lze rozdělit dle vývoje do několika kategorií [7].

U CT systémů první generace jsou rentgenka a jeden až dva detektory umístěny proti sobě. Dochází k jejich současnému lineárnímu posunu a k společné rotaci (obrázek 2.7). U těchto systémů dochází k snímání dvou tomografických vrstev současně.

Obrázek 2.7: CT systém první generace

CT systémy druhé generace mají již více detektorů a svazek záření má vějířovitý tvar. Lineární posun rentgenky a detektorů je oproti předchozí generaci menší. Obsahují již sendvičový a lamelový kolimátor, který usměrňuje rentgenové záření do určitého místa, a je tak snížena radiační dávka pacienta, která byla dříve vlivem radiačních stínů vyšší (obrázek 2.8). Jelikož jsou detektory seskupeny ve tvaru vějíře, nelze použít Radonovu transformaci (paprsky již nejsou paralelní). Je zde použita Fan-beam[7] (vějířová) rekonstrukce.

Obrázek 2.8: CT systémy druhé generace

U CT systémů třetí generace je již odstraněn lineární posun rentgenky a detektory jsou umístěny ve vějířovém svazku (obrázek 2.9). Rotuje tedy pouze rentgenka, která je pulzně buzená, a stovky detektorů. Jde asi o nevíce používaný druh CT systémů.

Obrázek 2.9: CT systémy třetí generace

U CT systémů čtvrté generace rotuje pouze rentgenka a detektory umístěné po celé délce kruhu jsou stabilní (obrázek 2.10). Může se jednat i o inverzní způsob uspořádání, kdy rotuje svazek detektorů a rentgenky umístěné po celé délce kruhu jsou stabilní.

Obrázek 2.10: CT systémy čtvrté generace

Dělení CT systémů do kategorií je spíše symbolické, většina výrobců samozřejmě do systému přidá i jiné vlastní metody a technologie získávání CT snímků.

2.2.2 Spirální počítačová tomografie (Spirální CT)

K velkým změnám došlo v roce 1985 [7], kdy bylo zavedeno spirální CT.

Elektrická energie se zde přenáší bez použití kabelů z nehybného zdroje energie do rotačního prstence. Díky tomu dochází k trvalé rotací RTG lampy kolem vyšetřovacího stolu, který kontinuálně zajíždí do vyšetřovacího tunelu přístroje (otvoru v gantry).

Výsledkem obou pohybů je spojité snímání ve tvaru spirály kolem vyšetřovaného objektu (obrázek 2.11), proto se přístroj nazývá spirální (v angličtině Spiral CT nebo Helical CT).

Obrázek 2.11: Princip spirálního CT

Můžeme například získat snímky plic za 20 až 30 sekund při zadržení dechu pacienta[8]. Odpadá tak získávání mnoha snímků jednotlivých řezů, které můžou být znehodnoceny vlivem dechu či pohybu vyšetřovaného pacienta. Vyšetření je mnohem rychlejší než u předešlých CT systémů. Spirální CT získává obrazová data z celého objemu vyšetřované oblasti najednou (ne pouze z jednotlivých vrstev). Tento objem dat je následně v počítači rekonstruován do libovolného počtu axiálních CT snímků, trojrozměrného zpracování krevních cest (aorty, atd.) a 3D CT obrazů (MPR – multiplanární rekonstrukce, MIP – projekce maximální intenzity a vytváření 3D objektů [9]), které například usnadní představení komplexních zlomenin.

Nové „více snímkové“ („multi-slice“) CT systémy jsou již vyvinuty tak, že mohou získat až 64 řezů dat v spirálním režimu CT a některé dosahují rychlostí až 120 ot/min.

Tyto systémy mohou sebrat až 128krát více dat než předchozí spirálové CT systémy, které se otáčely 60 ot/min. a sbíraly pouze jeden řez dat. Mnoha snímkové CT systémy tak umožní rychlejší vyšetření. Rychlejším snímáním je docílena eliminace artefaktů vzniklá pohybem a dýcháním pacienta.

Nejmodernější mnohosnímkové spirální CT systémy mohou sebrat 64 řezů za otáčku s rychlostí posunu vyšetřovacího stolu 87mm/s [10].

Na obrázku 2.12 je zobrazeno spirální CT zařízení z Krajské nemocnice Liberec, a.s.. Další fotografie částí CT zařízení jsou zobrazeny v příloze A. 4. Jde o CT zařízení firmy Philips, typ Brilliance™ 16 (16 řezu za otáčku).

Obrázek 2.12: CT zařízení Philips Brilliance™ 16 z Krajské nemocnice Liberec, a.s.

Spirální CT je hlavní zařízení pro zobrazování hrudi, plic a kostí kvůli jeho schopnosti spojitého a rychlého získávání snímků ve vysokém rozlišení.

2.2.3 Artefakty na CT snímcích

Při snímání pomocí CT může díky principu vzniknout mnoho artefaktů a také při vadném či špatně obsluhovaném počítačového tomografu může dojít k určitým defektům.

Jeden z podstatných artefaktů může vzniknout při snímání části těla, kde se nachází kovové části (náhrady lebečních kostí, zubní plomby, atd.). Na obrázku 2.13 je CT snímek hlavy, kde jsou vidět „stíny“ vzniklé v důsledku přítomnosti zubních plomb.

Obrázek 2.13: Artefakt způsobený přítomností zubní plomby

Další artefakty mohou vzniknout v důsledku pohybu pacienta nebo i jeho dýcháním. Takovéto snímky jsou pro získávání modelů kostí nevhodné. Těmto artefaktům lze předcházet nebo je alespoň zmírnit rychlostí pořizováním snímků a také použitím spirálního CT.