Computertomografi

16-line multidetektor CT

Den computertomografi og computertomografi (fra oldgræsk τομή Tomé , tysk , skære ' og γράφειν graphein , tysk , skrive' ), forkortelse  CT er en billeddannelse procedure i radiologi . Alternative navne er CT-scanning , CAT-scanning (fra computerassisteret tomografi eller computert aksial tomografi ) eller røntgenstråle .

I modsætning til røntgentomografi bruges en computer i computertomografi til digitalt at beregne tværsnitsbilleder fra absorptionsværdierne for røntgensignaler , der passerer gennem kroppen fra forskellige retninger .

Selvom de første enheder i 1972 kun havde meget begrænset funktionalitet i forhold til nutidens enheder, blev computertomografi straks accepteret, fordi billederne i modsætning til en normal røntgenstråling tilbyder en overlejringsfri fremstilling af kropsstrukturerne. Derudover var det muligt for første gang at vise vævstyper med forskellig dæmpning for røntgenstråler, hvilket kun var muligt i meget begrænset omfang indtil da.

Relaterede procedurer er digital volumen tomografi og rotationsangiografi .

funktionalitet

En blæserstråle bruges som røntgenstråle i CT. I kliniske CT'er er den imidlertid lodret og ikke, som vist på dette billede, vandret. I tredje generations apparater roterer røret og detektoren rundt om objektet, der skal undersøges

I den konventionelle røntgenproces bliver det objekt, der skal afbildes, transillumineret af en røntgenkilde og afbildet på en røntgenfilm. Det volumen er projiceret på en overflade. Billeddele af det oplyste legeme, der ligger bag hinanden i strålens retning, overlapper uundgåeligt. Som følge heraf er det f.eks. Ikke muligt at skelne mellem, om den svækkelse, der er synlig i røntgenbilledet (lysområder i billedet) var forårsaget af et materiale med højere absorption eller af en større lagtykkelse (se Lambert-Beer's lov ).

Ved computertomografi oprettes objektets absorptionsprofiler fra mange retninger, og volumenstrukturen rekonstrueres ud fra dem. I modsætning til klassiske røntgenstråler består de målte data ikke af et todimensionelt billede, men derimod en endimensionel absorptionsprofil. (I dagens enheder læses imidlertid flere op til 320 sådanne linjer op med en rørcyklus.)

Kun gennem computerstøttet billede genopbygning, der i dag ofte sker med algoritmen ifølge filtreret bagprojektion kan graden af absorption bestemmes og billedet beregnes for hver volumenelement af objektet (såkaldte voxel , svarer til en tre -dimensionel pixel ) .

Det beregnede billede er et tværsnit gennem undersøgelsesemnet. Tilstødende snit kan oprettes med flere på hinanden følgende rørcirkulationer. Volumengrafik består af flere dusin til flere hundrede individuelle nedskæringer.

En computer er en væsentlig forudsætning for at skabe et billede med en computertomograf, da billedet ikke er skabt direkte, som det er tilfældet med den klassiske røntgenmetode, men først skal beregnes ud fra de målte data. For at beregne et CT -billede kræves fremskrivninger, der dækker mindst en 180 ° rotation omkring det objekt, der skal afbildes.

konstruktion

Hver CT -scanner har en kort ringtunnel, også kendt som en portal, samt et elektromotorisk bevægeligt bord, som patienten eller undersøgelsesobjektet ligger på. Som en del af undersøgelsen drives den kropsdel ​​eller genstand, der skal undersøges, gennem denne tunnel parallelt med optagelsesprocessen. Et eller flere styreskabe er normalt stadig tilgængelige til generering af højspændingen, beregning af data og styring af enheden, men disse kan placeres variabelt. De kan placeres i undersøgelsesrummet, i kontrolrummet eller i et separat rum. Uden for undersøgelsesrummet er der kontrolkonsollen, som personalet styrer undersøgelsesforløbet med.

historie

Den første kliniske CT fra EMI

De matematiske grundlag for computertomografien, der bruges i dag, blev udviklet i 1917 af den østrigske matematiker Johann Radon . Den Radon transformationen danner grundlag for beregningen af rumlige optagelser af en genstand og dens interne struktur, som kan gennemtrænges af røntgenstråler ved hjælp af filtreret bagprojektion .

I 1930'erne blev tomografiske metoder udviklet som en del af konventionel radiologi.

Mellem 1957 og 1963 arbejdede Allan M. Cormack på undersøgelser af absorption af røntgenstråler af menneskeligt væv og udviklede passende matematiske metoder til dette uafhængigt af Radons arbejde; På baggrund af dette postulerede han, at selv små forskelle i absorption kunne repræsenteres. Som Cormack mindede om i 1992, måtte han dog selv løse det matematiske problem, da han først tilfældigt fandt ud af Radons grundlæggende arbejde i 1972. I løbet af sin forskning opdagede han også, at radon på sin side kunne have tyet til tidligere arbejde af Hendrik Antoon Lorentz , som han heller ikke var klar over. På grund af mangel på en computer var Cormack blandt andet ude af stand til at implementere sine ideer i form af konkrete apparater.

Kun elektroingeniøren Godfrey Hounsfield ansat af EMI realiserede prototyper i 1969 og bragte dem til markedsmodning. Han var ikke bekendt med Cormacks forberedende arbejde og måtte selv udvikle algoritmerne til billedrekonstruktionen.

I 1969 brugte Hounsfields første laboratorieudstyr stadig en isotopkilde som strålingskilde, og scanningstiden var ni dage.

Efter en række dyreforsøg for at bevise sikkerheden blev det første CT -billede taget på et menneske i 1971. Allerede i 1972 blev den første kommercielle computertomograf, EMI Mark 1, installeret til klinisk brug på Londons Atkinson Morley Hospital. Ved udgangen af ​​1974 havde EMI solgt og installeret 60 sådanne scannere. Cormack og Hounsfield blev i fællesskab tildelt Nobelprisen i fysiologi eller medicin i 1979 for deres arbejde .

Milepæle i CT -udvikling

Computertomografiets historie er fuld af innovationer, der påvirker alle områder af enheden. De vedrører arrangement og design af portalen, røret og detektoren, men også de algoritmer, der bruges til billedrekonstruktion. Udviklingstrinnene var særlig store i de tidlige år med computertomografi, og i løbet af denne tid var de primært rettet mod at forkorte undersøgelsestiden.

Enhedsgenerationer

Ændringerne i typen af ​​dataindsamling (arrangement, bevægelse og design af rør og detektor) var så fundamentale, at de blev beskrevet med udtrykket "enhedsgenerering". Denne optælling endte dog med femte generation. Næsten alle computertomografer, der findes på markedet i dag til diagnostik af mennesker, er Rotate-Rotate-enheder , dvs. enheder af tredje generation.

Kopi af den første CT
  • Oversættelsesrotationsscannere - Disse første generations enheder havde et røntgenrør, der udsendte en nålebjælke forbundet med en enkelt detektor. Detektoren og røret bevægede sig på en translatorisk måde i en fast afstand fra hinanden og scannede laget for at blive undersøgt som - i overført betydning - en båndsav gennem et stykke træ. Træstykket svarer til det objekt, der skal undersøges (= patientens hoved) og savbladet til røntgenstrålen. Efter hver sådan registrering, hvor 160 måleværdier blev registreret, roterede røret og detektoren 1 ° rundt om midten af ​​undersøgelsesobjektet og scannede en linje igen. EMI Mark 1 registrerede 180 fremskrivninger på 5 minutter. Detektoren havde to linjer, snittykkelsen var 13 mm, opløsningen 3 linjepar / cm. Efter en beregningstid på 35 minutter var det muligt at vise 6 × 2 billeder i en matrix på 80 × 80 = 6400 pixels, beregnet ud fra i alt 28.800 data.
Enheder i denne generation var for det meste rene kraniescannere, det vil sige enheder, hvor kun billeder af hovedet var mulige. ACTA (automatiseret computeriseret tværgående aksial), den første "body scanner" installeret i Washington i 1973, gjorde det muligt for første gang at optage billeder af bryst og mave. Det arbejdede også på translation-rotation princippet og havde et aksialt synsfelt på 48 cm, som det scannede under en 6-minutters eksponering.
  • Andengenerationsenheder , der også kom på markedet allerede i 1972, scannede objektet, der skulle undersøges på samme måde, men der blev brugt en blæserstråle, der projicerede på ti detektorer. Næsten alle enheder i anden generation var også rene kraniescannere, som kun muliggjorde billeder af hovedet.
  • Rotér -roter enheder - røret behøver ikke længere at udføre en translatorisk bevægelse her, da der udsendes en blæser af stråler, som belyser hele området. Det roteres kun rundt om patienten; et cirkulært segment af detektorceller fastgjort til den modsatte side af den roterende del rummer blæseren. Disse tredjegenerationsenheder kom på markedet i 1975 og tillod for første gang at registrere data fra et skift inden for 20 sekunder. Dette gjorde det muligt at registrere bryst- og maveområdet under en vejrtrækningsfase og dermed undgå den hidtil uundgåelige sløring af åndedræt.
  • Drej stationære enheder - Med disse enheder roterer kun røntgenrøret rundt om patienten, mens detektorerne er fastgjort i en fuld 360 ° cirkel omkring patienten. Denne fjerde generation fulgte i 1978, men kunne ikke etablere sig og forsvandt hurtigt fra markedet.
  • Elektronstrålescannere - Disse femte generations enheder blev bygget omkring årtusindeskiftet. Der er ikke længere nogen mekaniske komponenter, der bevæger sig her. Omkring patienten er der en 360 ° cirkel med detektorer og en ring lavet af et materiale som wolfram, som fungerer som et mål for elektronstrålen fra en elektronpistol . Ifølge princippet om et Braun -rør ledes denne elektronstråle til den ønskede position på målringen ved hjælp af elektromagnetiske felter. Uanset hvor det rammer, genereres røntgenstråler, som røntgenstråler patienten. For at kunne dække hele 360 ​​grader af ringen bruges flere elektronkanoner og afbøjningsenheder, der arrangeres med jævne mellemrum omkring målet. Med denne teknologi kunne billeder genereres ekstremt hurtigt, selv realtidsoptagelser af det bankende hjerte var mulige, da ingen mekaniske dele bevægede sig under optagelsen, kun elektronstrålen skulle ledes rundt om patienten. Dette var muligt i millisekundområdet, mens selv i dag har de hurtigste CT'er stadig brug for flere tiendedele af et sekund for et 360 ° billede. Disse enheder har sandsynligvis ikke etableret sig i daglig lægepraksis på grund af den høje tekniske kompleksitet og dermed den høje pris, men har været brugt i meget lang tid inden for kardiologi på grund af deres høje tidsmæssige opløsning på op til 30 ms. CT-billeder af hjertet af høj kvalitet kan nu laves med spiral-CT'er med høj linje (64–640 linjer) i sammenlignelig eller bedre kvalitet til langt lavere omkostninger.

Slip ring teknologi

Også i 3. generations CT'er blev røret og detektoren i første omgang forbundet til portalen via kabler, hvorfor røret skulle vendes tilbage efter en 360 ° rotation. Den kortest mulige optagelsestid med denne teknologi var to sekunder for de hurtigste enheder. Men klinikere ønskede endnu hurtigere optagelser, og derfor kom de første computertomografer med slipringsteknologi på markedet. De første "kontinuerlige rotatorer" blev bragt på markedet i 1987 af Siemens (Somatom Plus) og Toshiba (TCT 900S). Den korteste tid for en fuld 360 ° rotation var omkring et sekund for disse enheder.

Spiral eller helix CT

Bevægelse af røret i spiral CT

I de tidlige dage med computertomografi blev der kun brugt aksial scanning. Med denne eksponeringsprocedure blev bordet forskudt lidt efter hver hele 360 ​​° rotation af røret omkring patienten. Forskydningen var lige så stor som den valgte lagtykkelse, altså ca. 5–15 mm. Der var mere end nok tid til at flytte bordet, fordi røret skulle vende tilbage i den modsatte retning, trods alt var røret og detektorsystemet forbundet til portalen med kabler. Denne tilstand blev imidlertid oprindeligt bevaret efter introduktionen af ​​den "permanente rotator" i 1987. Dette eliminerede kun behovet for at vende røret tilbage. En optagelse bestod således af en kontinuerlig rørrotation med et trin-for-trin bordtilførsel, som fandt sted efter hver fuld rørrevolution. En spiralform, hvor både røret og detektorsystemet bevæger sig kontinuerligt, var faktisk blevet diskuteret og offentliggjort ved forskellige lejligheder, men størstedelen af ​​producenterne afviste denne type optagelsesteknologi. Bevægelse af patienten under rørrotation blev antaget at være en kilde til alvorlige billedartefakter, og spiral -CT blev spottende omtalt som "metoden til at skabe artefakter i CT".

Ikke desto mindre introducerede den tyske fysiker Willi A. Calendar med succes spiral CT i 1989. Den første enhed, der virkede i denne tilstand, var Siemens Somatom Plus. De frygtede artefakter kunne elimineres med algoritmen "Z-interpolation". Inden for to år bragte alle andre store CT -producenter også enheder frem, der fungerer i spiralform, og metoden blev accepteret. Den hurtige formidling var mulig, fordi algoritmer på det tidspunkt ikke var patenterbare, og Z -interpolationen derfor kunne vedtages af alle producenter. Alle nutidens enheder arbejder i spiralprocessen, hvor patienten bevæges med en konstant hastighed langs sin længdeakse gennem strålingsplanet, mens strålingskildedetektorenheden roterer med en konstant vinkelhastighed . Afhængigt af enheden et antal aksiale planer - kan læses samtidigt ((2009 Toshiba, Stand) - 2 til maksimalt 320 flere lag eller multi-slice metode / flerlaget eller multi-line spiral CT [MSCT]) . Dette gør processen hurtigere, og bevægelsesartefakter (f.eks. Forårsaget af vejrtrækning) kan reduceres. Ud over den høje hastighed er en anden fordel ved moderne spiral-CT med flere skiver erhvervelse af datasæt med isotrope vokser . Isotropiske vokser er formet som terninger. Dette muliggør en multiplanar reformation i alle billedplaner ( aksial , sagittal , koronal ) uden tab af (detalje) opløsning eller en skrå ( skrå ) og buet ( buet ) samt en 3D-rekonstruktion i høj kvalitet. Højtydende roterende anoderør bruges i spiral-CT'er .

Multi-line CT

I 1992 var Elscint den første producent, der introducerede en tredje generations computertomograf, der registrerede to snit på samme tid med en rørrotation. Alle andre producenter af kliniske CT fulgte trop og antallet af skiver fordoblet til 4 i 1998, voksede over 6 og 8 linjer til 16 i 2001, yderligere til 20, 32 og 40 linjer til 64 i 2006 og nåede 640 (320 linjer, læs to gange) samtidig opnåede billedlinjer på Toshiba Aquilion ONE toppede i 2011 indtil i dag. De afgørende fordele ved flerlagssystemerne er den reducerede scanningstid, reduktionen i lagtykkelsen og stigningen i scanningslængden.

Computertomografi med to kilder

Princippet for dual source -scanneren
Dobbelt kilde CT

En computertomograf med to kilder blev præsenteret af Siemens i 2005. I modsætning til den konventionelle computertomograf, fungerer to roterende røntgenkilder, der er opvejet med 90 grader på samme tid i computeren med to kilder, beregnet til tomografi . Dette gør det muligt at optage tiden til at blive halveret, hvilket er særligt nyttigt til hjertebilleddannelse. De to rør kan betjenes med forskellige spændinger.

To-spektra CT eller multi-energi computertomografi

Det synlige lys, der bruges til billeddannelse i fotografering, består af elektromagnetiske bølger med forskellige bølgelængder; analogt består røntgenspektret af et røntgenrør, der bruges til computertomografi, også af elektromagnetiske stråler med forskellige bølgelængder. Konventionelle computertomografer kvantificerede dæmpningen af ​​hele det hændelige røntgenspektrum; der tages ikke hensyn til et vævs forskellige absorptionskarakteristika for forskellige bølgelængder.

Dæmpningsegenskaberne for væv og kontrastmedier afhænger af fotonenergien af ​​den anvendte røntgenstråling. Da Hounsfield -værdierne for kontrastmidler i CT -billedet ligner værdierne for forkalkninger, er det nogle gange vanskeligt for eksempel at skelne mellem koronar forkalkning og kontrastmiddel i det konventionelle CT -billede. Da kontrastmedier viser en signifikant højere absorption i lavenergispektret end i spektralområdet med højere energi, kan multi-energi computertomografi bruges til at skelne mellem calcium eller knogle og kontrastmedium. Knogler og calcium kan let og pålideligt fjernes fra billedet, hvis de forhindrer visning og diagnose af andre områder. Da sammensætningen af ​​det undersøgte væv også kan analyseres med to-spektra CT, er det muligt at karakterisere nyresten med hensyn til deres sammensætning. Med denne teknologi kan blødning også vurderes bedre, og perfusionen af ​​myokardiet kan visualiseres.

I 1990'erne tilbød Siemens Somatom DR, en enhed, der kunne bruges til at overlejre og evaluere to billeder opnået med forskellige strålingsspektre. Denne proces, kaldet "to-spektre CT" af Siemens, gjorde det muligt at udføre præcise knogletæthedsmålinger samt at beregne billeder, der så ud som om de var blevet skabt med monokromatiske røntgenstråler. Derudover var de helt fri for artefakter forårsaget af strålehærdning . Proceduren sejrede imidlertid ikke. Det resulterede i dobbelt stråleeksponering og dobbelt undersøgelsestid, hvilket ikke blev anset for passende til den kliniske gevinst.

Enheder fra Siemens, General Electric og Toshiba tilbød muligheden for to-spektra CT i 2013.

Implementeringen af ​​denne teknologi varierer i dag (2018) afhængigt af prissegmentet og producenten. Der er løsninger, hvor der bruges to røntgenrør, der styres med forskellige spændinger, løsninger, hvor det samme afsnit registreres efter hinanden med det samme rør, men forskellige rørspændinger, og løsninger, hvor røntgenrøret skifter hurtigt mellem to rørspændinger under en revolution i millisekundsområdet. En tredje variant er den såkaldte "spektrale CT". I dette tilfælde bruges en særlig yttriumdetektor , som evaluerer to energiniveauer samtidigt. Fordelen her er den permanente tilgængelighed af multi-energi datasæt samt den lavere patientdosis sammenlignet med systemer med 2 rør, da der kun bruges en strålingskilde. Dette eliminerer også tidsforsinkelsen ved registrering af de forskellige energiniveauer. Philips er i øjeblikket den eneste udbyder, der tilbyder denne teknologi på markedet.

Iterativ billedrekonstruktion

Med undtagelse af de allerførste enheder (EMI Mark1) blev rådata registreret af CT konverteret til tværsnitsbilleder ved hjælp af filtreret bagprojektion . Med iterative billedrekonstruktionsalgoritmer, der er betydeligt mere beregningsmæssigt intensive, kan den strålingsdosis, der kræves til en undersøgelse, reduceres med 30 til 60%, samtidig med at den samme billedkvalitet bevares. Hos GE kaldes algoritmen ASIR (Adaptive Statistical Iterative Reconstruction) eller MBIR (Modelbaseret iterativ rekonstruktion); ASIR har været tilgængelig i kommercielt tilgængelige enheder siden 2009, MBIR er stadig under udvikling; Philips kalder sin algoritme iDose eller IMR, hos Siemens kaldes den IRIS (Iterative Reconstruction in Image Space) og på Toshiba AIDR (Adaptive Iterative Dose Reduction). I de første undersøgelser kunne ASIR -undersøgelser udføres med et gennemsnit på 2,6  mSv i stedet for de tidligere 3,8 mSv. Ifølge producenten er processens potentiale endnu ikke fuldt udnyttet (fra 2010); I fremtiden kan strålingseksponeringen reduceres yderligere ved at bruge betydeligt mere computerkraft og samtidig bevare den samme billedkvalitet.

AI-baseret billedrekonstruktion

AI -baseret billedrekonstruktion har også været tilgængelig siden 2019 . Producenten annoncerer en strålingsdosis, der reduceres i forhold til delvist iterative metoder, med reduceret støj og forbedret detaljeopløsning. Ved hjælp af denne algoritme er det muligt at opnå billedkvaliteten af ​​en modelbaseret rekonstruktion (MBIR) ved genopbygningshastigheden af ​​en delvist iterativ metode.

mobile enheder

Siden 1990'erne er der udover de oprindeligt permanent installerede enheder (engelske Fixed CT -scannere ) med separate rum til computerteknologi, egen strømforsyning og store lokaler foret med bly også blevet udviklet mobile enheder (engelsk Mobile CT -scannere ). Disse er meget mindre og lettere, har indbygget blyafskærmning og drives af batterier eller standard strømforsyninger. For eksempel transporteres de på lastbiler eller trailere.

I november 2008 blev en Mobile Stroke Unit taget i drift på Saarland Universitetshospital som verdens første ambulance med integreret CT til præhospital behandling af slagtilfælde. Siden februar 2011, har en anordning indbygget i en brandbil blevet brugt i Stroke-Einsatz-Mobil ( STEMO ) i Berlin brandvæsen som en del af et slagtilfælde forskning projekt .

Ansøgninger

Computertomografi bruges på mange områder. Til undersøgelse af træer, til ikke-destruktiv undersøgelse af arkæologiske fund såsom mumier eller musikinstrumenter, til materialetestning i industriel computertomografi eller til diagnosticering af dyresygdomme inden for veterinærmedicin .

CT -oversigtsbillede (scanogram) af en violin
3D rekonstruktion af en violin fra CT -billeder

Det største antal enheder findes dog inden for humanmedicin .

Computertomografi i humanmedicin

I dag er CT et af radiologens vigtigste redskaber, som kan diagnosticeres med et stort antal sygdomme. I 2009 modtog omkring 4,88 millioner mennesker i Tyskland mindst en computertomografi. Proceduren kan bruges overalt, hvor en tilstand eller et klinisk billede fører til en ændring i kroppens struktur. Det kan bruges til at diagnosticere knækkede knogler, blødninger, blå mærker, hævelser (f.eks. I lymfeknuder) og ofte betændelse. Da det også er en meget hurtig billeddannelsesmetode, kan computertomografer næsten altid findes i nærheden af ​​skadestuen på et ulykkeshospital.

Bløde vævsorganer, nervevæv, brusk og ledbånd kan let vurderes på CT. Repræsentationen af ​​disse vævsgrupper er imidlertid en klar styrke ved magnetisk resonansbilleddannelse , hvorfor denne-dyrere og væsentligt mere tidskrævende, men røntgenfri-metode ofte foretrækkes for spørgsmål vedrørende disse organgrupper .

I princippet kan tumorer og metastaser fra kræft også påvises. En vanskelighed er imidlertid, at en tumor præsenterer sig som en masse, men det er ikke synligt på billedet, om årsagen til denne masse faktisk er en tumor (eller metastase). Det er muligt, at en forstørret lymfeknude har metastaseret fra tumoren eller bare er betændt. Tilsvarende er en tumor undertiden tydeligt genkendelig i sin form, men det er ikke klart, om tumorvævet vist på billedet stadig er livsvigtigt (dvs. levende) eller allerede er død på grund af behandlingen efter en behandling (kemoterapi eller strålebehandling) har fundet sted. På samme måde er små metastaser og tumorer ofte lette at overse eller kan ikke adskilles med tilstrækkelig sikkerhed fra normale vævsstrukturer. Kombinationen af ​​computertomografi og positronemissionstomografi , den såkaldte PET / CT, bragte store fremskridt inden for diagnostik inden for onkologi . PET supplerede det CT ikke kunne levere - og omvendt.

Computertomografi i materialevidenskab

Udover medicin bruges computertomografi også i materialevidenskabelige emner. Da det i dette tilfælde ofte er nødvendigt at trænge igennem materialer, der har en stærkere absorption end i medicin, f.eks. B. metalhus, højere strålingsenergier bruges ofte i materialevidenskab.

Røntgen CT bruges i geologiske undersøgelser til hurtigt at identificere materialer i en borekerne. Tætte mineraler som pyrit og barit fremstår lettere og mindre tætte komponenter som ler fremstår svagt gennemsigtige i CT -billeder.

Optagelsestilstande

Oversigtsoptagelsen, kaldet topografi, scanogram eller også kaldet spejdervisning, bruges kun til planlægning af undersøgelsen.
Billedgengivelsesillustration af en computertomografi -scanning af det menneskelige hjerte

Der foretages altid en generel undersøgelse før hver eksponering. Her står røntgenrøret stille. Patienten køres forbi rørets blæserstråle ved hjælp af det bevægelige bord. Resultatet er et billede, der ligner meget en klassisk røntgen. Dette billede bruges dog kun til at planlægge efterfølgende optagelser.

Indtil midten af ​​1990'erne var rent aksial optagelse den eneste mulige optagelsestype. Røret drejede hele 360 ​​° rundt om patienten med bordet stille. Bordet blev derefter flyttet, og det næste skift blev registreret. Hver klinisk CT har denne tilstand den dag i dag, da den giver en bedre snitfølsomhedsprofil og dermed bedre detaljeret genkendelse. Den bruges dog nu sjældent.

Axial scanning bruges også i CT -fluoroskopi ; det erhverves ved en bestemt position i tidsintervaller. Optagelsestilstanden bruges f.eks. B. at vejlede den biopsinålen under en punktering .

Som med CT -fluoroskopi scanner dynamiske CT gentagne gange i samme position. Forløbet af en fysiologisk proces over tid kan bestemmes ud fra billedsekvensen. Dette er for det meste oversvømmelse af CT -kontrastmedier. Blodstrømmen til et organ eller en del af et organ kan bestemmes ud fra den hastighed, hvormed kontrastmidlet fordeles i undersøgelsesområdet . Billedsekvensen kan vises som en biografsekvens til visualisering.

Siden slutningen af ​​1990'erne kan hjertets anatomi også visualiseres ved hjælp af multi-line CT'er. I hjertets computertomografi kan både aksial og rulletilstand bruges. Selvom hjertet hviler i omkring 70% af hjerteslagsfasen, kan arytmier og ekstrasystoler stadig gøre en optagelse ubrugelig. De fleste af nutidens CT'er (2011) skal sammensætte et komplet billede af hjertet ud fra billeddata opnået i løbet af fem til ti hjerteslag.

Langt den mest almindelige optagelsesteknik i dag (2011) er sekventiel optagelse i spiraltilstand. Det kan udføres med eller uden samtidig brug af kontrastmedier .

Forløbet af en typisk CT -undersøgelse

Som regel kræves der lidt tid til en CT -undersøgelse, da teknologien nu er meget sofistikeret og hurtig. En rutinemæssig eksamen kan bekvemt gennemføres på 3 til 10 minutter.

Patientforberedelse, kontrastmedier og laboratorieværdier

Størstedelen af ​​alle undersøgelser udføres ved hjælp af et jodholdigt kontrastmiddel, der injiceres intravenøst. Da kontrastmedium svækker røntgenstråler mere end vand, får det blodkar og velperfusionerede områder til at fremstå lettere, som det er i blodet, som skiller sig ud fra områder med lidt eller intet blod. I sjældne tilfælde kan det dog føre til komplikationer.

Inden en planlagt CT -undersøgelse bliver radiologen derfor normalt bedt om to værdier fra laboratorieblodtesten. Disse er kreatinin - og thyrotropinværdien eller bare "cre- og TSH -niveauet".

I tilfælde af en eksisterende jodmangel forsøger hypofysen at kompensere for thyroxinmangel forårsaget af det (jod er afgørende for dannelsen af ​​thyroxin) ved at øge frigivelsen af ​​TSH. I en sådan situation ville administrationen af ​​det jodholdige kontrastmiddel føre til en pludselig stigning i thyroxinproduktionen og udløse pludselig hypertyreose , i værste fald en thyrotoksisk krise . En sænket TSH -værdi indikerer hypertyreose og skal derfor undersøges nærmere inden administration af kontrastmedium for at undgå en komplikation.

Kontrastmidlet kan også forårsage en pseudoallergisk reaktion, der kan være livstruende. Hvis en kontrastmiddelallergi er kendt, kan medicin bruges i nødsituationer for at forsøge at forhindre en kontrastmediereaktion. Ellers bør administration af kontrastmedier undgås. I et sådant tilfælde kan det være nødvendigt at anvende alternative procedurer. Sonografi eller magnetisk resonans tomografi er ofte egnede til dette.

Da en kontrastmiddelreaktion ofte forårsager kvalme og opkastning, anbefales det, at undersøgelsen udføres på tom mave, så maven er tom, og opkast ikke kan komme i luftvejene.

CT -kontrastmidlet udskilles gennem nyrerne og belaster disse organer. Dette er ikke et problem for en sund person, men tidligere beskadigede nyrer kan blive overvældet af den ekstra byrde. Kreatininværdien bruges til at kontrollere, om der er nogen farlig eksisterende nyreskade.

Kontrastmidlet injiceres ved hjælp af en højtrykspumpe. Et perifert venekateter placeres, over hvilket det indsættes før undersøgelsen . En typisk indstilling ville f.eks. B. 50 ml kontrastmedium indgivet ved en strømningshastighed på 3 ml / sekund. I jargonen forkortes kontrastmedium også som "KM" og den intravenøse introduktionsmetode med "iv"; Ved anvendelse af intravenøst ​​administrerede kontrastmedier henviser specialistpersonalet derefter kort til "iv-kontrastmediet", optagelsen betegnes som kontrastmediumoptagelse. Et billede uden brug af kontrastmedium kaldes et "native image".

Ud over det beskrevne intravenøse kontrastmedium bruges ofte kontrastmedium til drikke ved undersøgelser af bughulen. Dette forbliver i det væsentlige i det indre af mave -tarmkanalen og tjener således til bedre at illustrere det samme. Det stof, der indeholder iod eller bariumsulfat opløses i vand og drikkes af patienten før undersøgelsen. Smag tilføjes normalt, så det smager f.eks. Af anis . Typisk gives en liter kontrastmedium til at drikke. For spørgsmål, der vedrører den sidste del af tarmen, kan et lavement med kontrastmiddel også være nødvendigt.

Inden undersøgelsen skal patienten afklæde sig så meget som muligt i det område af kroppen, der skal undersøges (f.eks. Bryst). Dette er ikke absolut nødvendigt, fordi røntgenstrålerne trænger ind i tøjet. Metalgenstande i tøj kan forårsage artefakter i strålingsfeltet og bør derfor fjernes inden undersøgelsen.

Patientpositionering og referencepunkt

Patienten lægger sig på det højdejusterbare undersøgelsesbord, som kan sænkes for let placering. Ved undersøgelse af hovedet er patientens hoved fastgjort for at forhindre billedsløring forårsaget af ufrivillige hovedbevægelser. Patientens arme ligger behageligt mod kroppen.

For at kunne planlægge det område, der skal undersøges, er det nødvendigt at definere et nulpunkt, som al koordinatinformation vedrører. Til dette formål flytter betjeningspersonalet patientbordet op i undersøgelsesniveauet og ind i portalen. For en mere præcis planlægning af referencepunktet har en CT en positioneringslaser, så den kan ses præcis, hvor det valgte referencepunkt projiceres på patientens krop. Et populært referencepunkt er f.eks. B. den tyske vandret . For at patienten ikke utilsigtet vil blive blindet af laseren ved indstilling af dette referencepunkt, får han eller hun lov til at lukke øjnene i kort tid. I princippet kan referencepunktets placering frit vælges, og det er fornuftigt at henvise til det område, der skal undersøges. Hvis anklen skal undersøges, er det derfor tilrådeligt at placere referencepunktet nær anklen. Når placeringen er blevet bestemt, nulstilles enhedens koordinatsystem til dette punkt ved at trykke på en tilsvarende knap på enheden. Alle oplysninger i undersøgelsesprotokollen såvel som i det senere billede refererer til dette nulpunkt.

Planlægning af studieområdet

Som regel lagres forudkonfigurerede, såkaldte "undersøgelsesprotokoller" på enheden til enhver mulig undersøgelse, som brugeren vælger afhængigt af det medicinske spørgsmål. Det er blandt andet angivet i protokollen, hvor referencepunktet for undersøgelsen skal sættes. Det første billede af hver undersøgelse er oversigtsbilledet. I denne oversigt tegner teknikeren det område, der skal afbildes ved hjælp af bevægelige billedmarkører. Alternativt kan positionsoplysninger også indtastes numerisk manuelt, hvorved de positions- og retningsbetegnelser, der er sædvanlige inden for medicin , bruges. For en registrering af lungerne med et referencepunkt i brystbenet , z. For eksempel laves der et oversigtsbillede, der strækker sig fra superior 300 til inferior 200, hvilket betyder, at det strækker sig fra 300 mm "forover" fra nulpunktet til 200 mm "fod" fra referencepunktet. Følgende snitvisning er placeret inden for dette område.

Optagelse (r)

Proceduren og varigheden af ​​CT -scanningen (erne) afhænger meget af undersøgelsesregionen og det aktuelle spørgsmål. For eksempel, hvis en arm eller et benbrud skal diagnosticeres, optages normalt kun en enkelt billedserie.

Intet kontrastmiddel er påkrævet for at visualisere knoglen eller nyresten. Hvis evnen til at vurdere blødt væv ikke ønskes, injiceres intet kontrastmiddel. I modsætning hertil bruges kontrastmedier næsten altid til spørgsmål vedrørende brystet og / eller bughulen (sådan en kontrastmediumallergi eller nyreinsufficiens forbyder dette ikke). Afhængigt af spørgsmålet scannes en region en eller flere gange. Følgende typer optagelser bruges typisk:

  • Indfødt billede uden administration af kontrastmiddel
  • Arterielt billede, der viser arterierne fyldt, men ikke venerne; det er ikke særlig velegnet til vurdering af vævet og startes ca. 20 til 30 sekunder efter administration af kontrastmediet.
  • Venøst ​​billede, der viser vener og væv i god kontrast og taget ca. 60 til 70 sekunder efter administration af kontrastmediet.
  • Nogle gange også: sene optagelser (LVCT = sen venøs CT), der tages 90 sekunder til få minutter efter administration af kontrastmediet.

Da en CT -scanning af brystet og / eller maven tager flere sekunder, selv med de hurtigste enheder, bliver patienten bedt om at holde vejret under scanningen. Ellers kan billedforstyrrelser være resultatet, der kan sammenlignes med "sløret" i fotografering. Gemte stemmekommandoer udstedes nu fuldautomatisk af enheden, betjeningspersonalet taler normalt ikke selv (men kan stadig gøre dette i enkelte tilfælde). Derudover er der et numerisk display på nogle apparater, der informerer patienten om den resterende åndedrætstid. Hvis der tages flere billeder over den samme region, bliver patienten bedt flere gange om at holde vejret. Et eksempel på en sådan optagelsessekvens er søgningen efter metastaser i leveren.

Billeder af lungerne tages i den inspirerende position for at sikre, at lungevævet er fuldt udvidet. Som et resultat bliver patienten bedt om at indånde og derefter holde vejret. Da det er mere behageligt for patienten først at ånde ud og derefter holde vejret, og vejrtrækningspositionen er irrelevant for billeder af bughulen, beder disse sekvenser om at holde vejret efter udånding.

CT -billedet

I de første år viste CT -billeder en signifikant højere opløsning i det tværgående billedplan end i sagittal- eller koronalplanet. Tværgående sektioner var derfor den eneste fornuftige form for billedrepræsentation på det tidspunkt; Indtil nu har radiologi foretrukket at finde tværgående sektioner. Til orientering: betragteren ser på et tværsnit nedefra (set fra patienten), hvorfor det, der er til venstre fra patientens synspunkt, er til højre i billedet.

Hounsfield skala og vinduer

På CT-billedet er svækkelsen af ​​vævet for røntgenspektret, der udsendes af røret, vist i form af grå værdier. Dæmpningsværdierne konverteres til såkaldte CT-numre og vises på Hounsfield-skalaen . Per definition har luft et CT-nummer på −1000, og vand har værdien 0. Årsagen til omdannelsen er, at spektralsammensætningen af ​​den anvendte røntgenstråling varierer afhængigt af optagelsesparametre såsom rørspænding og forfiltrering. Hvis dæmpningsværdierne blev vist direkte i CT -billedet, ville billedet vise sig anderledes i hvert enkelt tilfælde. En sammenlignelighed af billeder, som er afgørende for diagnosen i medicin, ville ikke være mulig på denne måde. Dette problem undgås ved at normalisere den målte dæmpning til dæmpningsværdierne for vand og luft.

En grå værdi tildeles hvert CT -nummer for den visuelle repræsentation. Da det menneskelige øje imidlertid ikke er i stand til at løse de 4000 gråværdier, der kan differentieres af enheden, vises et dynamisk område af billedet, der er optimeret til det respektive spørgsmål ved hjælp af vinduet .

I medicinsk terminologi omtales et stof, der har en lavere end forventet absorptionsgrad, som hypodense ( hypodensitet ); med en højere dæmpningskoefficient end hyperdense ( hyperdensitet ). To billedpunkter, der repræsenterer væv med samme absorptionsgrad, er isodense overfor hinanden .

Multiplanær reformation og 3D -repræsentationer

Kranial computertomografi ; øverst til venstre: Raycasting (= VR) display; øverst til højre: transaksial sektion; nederst til venstre: multiplanar omformateret sagittal sektion; nederst til højre: multiplanar reformateret koronalsektion

Først med introduktionen af ​​multi-line spiral-CT'er i midten af ​​1990'erne forekom isotrope voxler i computertomografi . Da alle nuværende (2011) kliniske CT'er kan generere små isotrope vokser, er en høj rumlig opløsning mulig i enhver rumlig retning. Den multiplan reformation muliggør også sagittale og koronale repræsentationer i høj kvalitet, som er meget lettere for den ikke-radiolog at forstå. Projektionen med maksimal intensitet repræsenterer de maksimale værdier fra et frit valgbart datavolumen, der projiceres på et plan, der kan sammenlignes med et skyggebillede. Takket være den computerkraft, der er tilgængelig i dag på evaluerings- eller PACS -arbejdsstationer, kan der også genereres 3D -repræsentationer i høj kvalitet i form af MIP , overfladegengivelse eller - den mest komplekse og imponerende - raycasting fra dataene.

For radiologen i den kliniske rutine er MIP meget nyttigt til vaskulær billeddannelse og søgning efter lungemetastaser. En 3D-repræsentation er nyttig for kirurgen at visualisere multi-fragmentfrakturer præoperativt. Strålesporing og MIP bruges også i specielle applikationer til visualiseringer i computertomografi af hjertet og virtuel koloskopi .

Glidende tynd plade

Den mindste mulige snittykkelse af nutidens CT’er er omkring 0,3 mm. Selvom tynde lag tillader visning af de mindste billeddetaljer, er de årsagen til den - trods alle tekniske fremskridt - stadig høje stråleeksponering på grund af computertomografiske undersøgelser, fordi billedstøjniveauet i høj grad bestemmes af den valgte lagtykkelse. Kun i sjældne tilfælde har radiologen brug for skivetykkelser på 1 mm eller mindre til diagnosen. På den anden side kan billeder af en (lavt støj) tykt lag rekonstrueret undersøgelse kun i begrænset omfang konverteres til tynde lag og kun hvis rådata er tilgængelige. Jo større snittykkelse i et CT -billede, jo lavere støj er det, men jo større sandsynlighed er der for, at artefakter vises i billedet på grund af den delvise volumeneffekt . Dette dilemma kan omgås ved hjælp af den glidende tynde plade repræsentation (forkortet til m). Billederne rekonstrueres i tynde lag (f.eks. 1 mm tyk og mindre), men vises i tykke lag (f.eks. 5 mm). Eksempel: Under forudsætning af en rekonstruktion på 1 mm med en repræsentation på 5 mm tilføjes 5 skiver. Hvis radiologen ruller gennem billedet, tilføjes den næste 1 mm sektion til displayet, og den sidste 1 mm sektion fjernes. Et billede med en effektiv tykkelse på 5 mm vises igen. Det viste billede er støjsvagt som et billede, der ville have været taget med en tykkelse på 5 mm, men det kan rulles med et trin på 1 mm. Desuden kan lagtykkelsen reduceres til op til 1 mm eller øges til enhver tid ud over 5 mm. I nogle efterbehandlingsarbejdsstationer kan gennemsnittet i sts-displayet have form af gennemsnit (klassisk STS), MIP, Min-IP eller VR (Volume Rendering = Raycasting). Det er også nogle gange muligt at konvertere visningerne af flerformede reformaterede billeder til sts -repræsentationer.

Strålingseksponering

Strålingseksponering er en ulempe ved computertomografi . Hvis man for eksempel sammenligner et CT -billede med den naturlige stråleeksponering , fører et typisk mavebillede til en eksponering, der svarer til 2,8 års naturlig baggrundsstråling. Selvom dette ca. 500 gange højere end i en kiste - røntgenbillede , er det også i dette dosisområde statistisk ikke muligt at vende tilbage en senere forekommende sygdom med rimelig sikkerhed til den tidligere bestråling. Hidtil er hyppigheden af ​​sygdomme som følge af en meget højere strålingseksponering blevet ekstrapoleret lineært til de forventede tilfælde med lav stråleeksponering, selvom der ikke findes pålidelige statistikker for denne formodede risiko. Tænkelig - men stadig ikke statistisk verificerbar - ville også være hormeseffekter (dvs. positive effekter) med lave stråledoser. Der er en række undersøgelser, der peger i denne retning. Derudover er en mitohormesisk virkning imidlertid også mulig, ifølge hvilken særligt små doser har tendens til at udvikle en skadelig virkning.

Så længe der ikke er noget afgørende bevis for, at der ikke er nogen risiko eller en signifikant lavere risiko ved lav strålingseksponering, end der er tvivl om ved høje stråledoser, skal denne formodede risiko tages i betragtning ved etablering af indikationen . Den høje informative værdi af CT kan retfærdiggøre implementeringen. Ifølge Heyer undervurderer læger strålingseksponeringen for computertomografi: I 2003 udgjorde dette godt 6% af alle røntgenundersøgelser , men var ansvarlig for mere end 50% af medicinske røntgenstråler . Mere end 62 millioner CT -scanninger udføres årligt i USA . Ifølge ekspertvurderinger er hver tredje af disse undersøgelser ikke nødvendige. En gennemgang i New England Journal of Medicine advarer om, at CT -scanninger, der nu udføres, kunne tegne sig for 1,5–2% af alle kræftformer i løbet af få årtier. Forfatterne til revision også gjort det klart, at fordelene opvejer de risici i de etablerede indikationer . En undersøgelse offentliggjort i 2009 sætter 70 millioner CT -scanninger i USA, der er ansvarlige for 29.000 kræfttilfælde, og sætter de årlige CT -dødsfald i USA til 14.500. Ifølge en ny undersøgelse har børn, der har haft flere CT -scanninger af hovedet, en lidt større risiko for kræft senere. Hos piger vil hver 300 til 390. CT -scanning af maven og bækkenet resulterer i yderligere kræft i rygsøjlen, scanninger ville forekomme afhængigt af alderen ved hver 270. til 800. registrering til en yderligere kræft; Især hoved CT'er ville øge risikoen for leukæmi . En anden undersøgelse viste, at børn, der havde en CT -scanning, havde en 24 procent øget risiko for at udvikle kræft senere; hver ekstra CT -scanning ville have øget risikoen med 16 procent.

Strålingseksponeringen fra et CT -billede beskrives kvantitativt ved parametrene CTDI og DLP . Hvis du multiplicerer CTDI med længden af ​​det bestrålede område, får du DLP. Hvis den bestrålede region kendes, kan de berørte organers organdoser beregnes ud fra dette, og den effektive dosis kan beregnes ud fra dette. Følgende tabel viser de effektive doser af typiske undersøgelser baseret på 75 kg standardpatienter. Den faktiske dosis af en CT -undersøgelse kan dog være mange gange højere i enkelte tilfælde på grund af den stærke afhængighed af kropsmassen (tykkelsen af ​​det lag, der skal bestråles), især på bagagerummet (thorax / mave).

efterforskning Effektiv dosis ( mSv ) Absorberet dosis ( mGy )
Naturlig strålingseksponering om året 2.1 2.4
Hoved CT 1,5-2,3 56
Abdominal CT 5,3-10 14.
Bryst CT 5,8-8 13
Bryst, mave og bækken CT 9.9 12.
Screening mammografi 0,2-0,6 3
Bryst røntgen 0,02-0,1

Den underliggende enhed Sievert tager ikke højde for forskelle i intensitetskurven og den spektrale sammensætning mellem kunstigt frembragte og naturlige røntgenstråler.

Parametre, der påvirker strålingseksponeringen

En af de vigtigste parametre for billedkvaliteten af ​​en CT er billedstøj , der hovedsageligt skyldes kvantestøj i detektoren. En forbedring af billedkvaliteten er forbundet med ændringer i optagelsesparametrene, hvilket normalt fører til en stigning i patientens eksponering for stråling. Af hensyn til strålingsbeskyttelse bør undersøgelsesparametrene vælges på en sådan måde, at støjkomponenten i billedet er tilstrækkelig lav til, at der stadig er en pålidelig diagnose. Som et resultat heraf er målet i overensstemmelse med ALARA -princippet ikke et så godt billede som muligt, men kun et tilstrækkeligt godt billede.

Forholdet mellem billedet støj , den valgte genopbygning algoritme , den dæmpning , systemets effektivitet , den milliampere-andet produkt og skive tykkelse er:

Denne ligning viser blandt andet, at hvis dæmpningen er firedoblet, fordobles billedstøjen. Den valgte genopbygningsalgoritme kan ændre den strålingsdosis, der kræves for en bestemt billedkvalitet, med 30-40 procent.

Forfiltrering af røntgenstrålerne

Emissionsspektret for hvert røntgenrør indeholder lavenergistrålingskomponenter, der absorberes fuldstændigt af undersøgelsespersonen og derfor ikke bidrager til billeddannelsen. For at reducere strålingseksponeringen installeres et røntgenfilter fremstillet af flere millimeter tykke plader (f.eks. Lavet af aluminium, kobber eller beryllium); et minimum forfiltrering har endda været påkrævet ved lov i årevis. Pladen absorberer fuldstændigt lavenergikomponenterne i røntgenspektret, men reducerer også intensiteten af ​​de spektrale komponenter, der bruges til billeddannelse.

Doseringshastigheden for et rør kan derfor kun beskrives med specifikationerne for rørspændingen og rørstrømmen, hvis forfiltrering ud over fokus-objektafstanden er kendt og inkluderet i beregningen.

Rørspænding

En stigning i røret spænding øge eksponeringen for patienten med det samme rør aktuelle stråling. I klassisk radiografi reducerer dette også billedkontrasten ; i CT er derimod kun Hounsfield -værdierne for tætte knoglestrukturer reduceret en smule, da billedkontrasten bestemmes rent af valget af Hounsfield -vinduet.

Fotoner med højere energi svækkes mindre af vævet end lavenergifotoner, men den samlede energi, der afsættes i vævet, stiger kraftigt. Med forfiltrering af rør gennem 2 mm kobber er den ækvivalente dosishastighedskonstant ved 100.000  volt = 100 kV rørspænding 0,35 mSv · m² / mA · min - ved 140 kV rørspænding er den imidlertid allerede ca. 1,4 mSv · m² / mA · min. Det følger heraf, at et røntgenrør ved 140 kV leverer en dosis, der er 4 gange højere end ved 100 kV, hvis rørstrømmen efterlades uændret.

Af hensyn til strålingsbeskyttelse ville det være ønskeligt at arbejde med lave rørspændinger på omkring 60-80 kV, men dette er kun sjældent muligt. En høj intensitet (= doseringshastighed) af røntgenstrålerne er påkrævet til billeddannelse i computertomografi. Ved anvendelse af de mest kraftfulde roterende anoderør er den nødvendige dosishastighed desværre stadig generelt højere, end man kan opnå med den højeste justerbare rørstrøm ved en anodespænding på for eksempel 80 kV. For at sikre en tilstrækkelig lav billedstøj er der normalt ingen anden mulighed end at hæve rørspændingen over den værdi, der er optimal af strålingsbeskyttelsesmæssige årsager, fordi effektiviteten af ​​et røntgenrør stiger med kvadratet af rørspændingen . Værdier på ca. 120 kV er sædvanlige og 140 kV hos korpulente patienter.

Artefakter på grund af strålehærdning forekommer mere udtalt, jo lavere rørspænding. Dette er en anden grund til, at der normalt bruges en rørspænding på mere end 100 kV.

Rørstrøm

Rørstrømmen er lineær i forhold til dosis, dvs. H. fordobling af rørstrømmen fordobler strålingseksponeringen.

Rotationstid

Det samme gælder turnusperioden. De to parametre kombineres derfor normalt. Produktet af rotationstid og rørstrøm er angivet i milliampere sekunder, forkortet i ligningen ovenfor med Q og enheden mAs. Hvis rørets rotationstid halveres, skal rørstrømmen derfor fordobles, hvis billedstøjen skal forblive konstant.

Forholdet mellem billedstøj og lagtykkelse

Det følger også af ovenstående ligning, at hvis snittykkelsen halveres (med samme rotationstid), skal rørstrømmen fordobles, hvis billedstøjen skal forblive konstant. Omvendt kan rørstrømmen halveres, hvis lagtykkelsen fordobles. For at halvere billedstøjen skal rørstrømmen firedobles. Alternativt kan lagtykkelsen firedobles, eller begge kan fordobles.

Plads, rekonstruktionsfilter og kontrast

Eksponering strålingen også stort set bestemt af banen faktor valgt . Forholdet er lineært: Hvis pitchfaktoren fordobles med ellers de samme parametre, halveres strålingseksponeringen.

Ud over pitchfaktoren indeholder parameteren f A også indflydelsen fra konvolutionskernen i Radon-transformationen, der bruges til billedrekonstruktionen : Dette kan have en udglattende eller kontrastforstærkende effekt. Udover kontrasten øges billedstøjen dog også . kan variere med op til en faktor 5 afhængigt af konvolveringskernen. Konvolutionskernene navngives lidt forskelligt afhængigt af producenten. Udjævningskerner kaldes glatte eller bløde , standardkernen er normalt standard , kontrastforstærkende er knogle , kant , lunge , høj eller ultrahøj . Ved at vælge en passende foldekerne kan billedet for det væv, der skal diagnosticeres, beregnes med optimal kvalitet, og dermed kan unødvendig strålingsdosis undgås. En almindelig kontrastforbedringsmetode kaldes HR-CT (High Resolution CT).

Måder at reducere strålingseksponering

En række foranstaltninger kan reducere patientens udsættelse for stråling. En dosisbesparelse, som er ønskelig af strålingsbeskyttelse, betyder også en reduktion i rørbelastningen, hvilket i sidste ende øger rørets levetid. Da CT -rør koster højere 5 -cifrede beløb, skaber dette et yderligere incitament til at reducere dosis - i hvert fald for den hjemmehørende radiolog, der selv skal afholde omkostningerne ved at udskifte røret.

Undersøgelsesområde og protokol til medicinsk indlæggelse

Først og fremmest har radiologen pligt til at begrænse antallet af CT -undersøgelser til de tilfælde, der rent faktisk er tydeligt angivet. Hver ekstra eksponering betyder en ekstra strålingseksponering, og alt for ofte tages flere eksponeringer (native, arteriel kontrastmediumfase, venøs kontrastmediefase, sen fase) over den samme undersøgelsesregion. Dosis kan også reduceres let og effektivt ved at begrænse scanningsområdet til det relevante undersøgelsesområde.

Teknisk optagelsesprotokol

Med valget af den korrekte undersøgelsesprotokol med lagtykkelse, stigningsfaktor, konvolusionskerne og billedstøj optimeret til spørgsmålet har radiologen en anden meget kraftfuld mulighed for at gemme doser. Hos slanke patienter og børn kan og bør arbejdet udføres i rørspændingsområder på 60 til 100 kV, som er optimale af strålingsbeskyttelsesmæssige årsager.

Dosis modulering

CT’er fra alle større producenter har nu dosismodulation. Rørstrømmen er tilpasset den nuværende svækkelse, både i xy og i z -retningen. Det betyder, at når du tager billeder af lungerne, reduceres ydelsen i forhold til maven. Men rørstrømmen moduleres også under rotation. Da menneskekroppen har et omtrent ovalt tværsnit, er rørbelastningen tilpasset denne kendsgerning. Servicen reduceres, hvis sprængning udføres forfra eller bagfra (fra patientens synspunkt) og øges, hvis sprængning udføres fra siden. Denne dosiskontrol kombineres normalt med et andet automatisk system, der regulerer rørstrømmen også afhængigt af patientens kropsmasseindeks . Producenter bruger forskellige navne til disse funktioner, f.eks. B. Auto-mA, Smart-mA, Caredose 4D, Doseright eller Sure-Exposure.

Lag tykkelse

Hvis der vises flere lag opsummeret, reduceres dette opløsningen i billedet, men også billedstøjen. Hvis lægen undlader en høj opløsning, fordi han kan genkende fundene tilstrækkeligt godt i en fremstilling med f.eks. En fem millimeter skivetykkelse, kan en betydelig dosis gemmes ved at vælge en optagelsesprotokol, der er skræddersyet hertil. Brugen af ​​den glidende tynde plade repræsentation kan i sidste ende også bidrage til at reducere dosis.

Producent af CT -systemer

Alternativer

I 1977 blev de første undersøgelser om magnetisk resonansbilleddannelse , eller MRI for kort, offentliggjort på mennesker.

Denne procedure, også kendt som magnetisk resonansbilleddannelse , har to store fordele:

  1. Der bruges ikke potentielt kræftfremkaldende røntgenstråler.
  2. Organer og væv kan også afbildes med høj kontrast til blødt væv uden brug af et kontrastmedium , hvilket er et tungtvejende argument, især for patienter med nedsat nyrefunktion. Kontrasten i blødt væv er endda betydeligt bedre end for de mest moderne computertomografer.

I lang tid var ulempen den dårlige tilgængelighed på grund af den højere indkøbspris på MRT -enhederne. Det stærke magnetfelt , det begrænsede rum i enheden og undersøgelsestiden, der stadig er lang i forhold til CT, bringer yderligere begrænsninger: For eksempel patienter, der kræver intensiv medicinsk overvågning, patienter med klaustrofobi eller patienter, der er B. kan ikke ligge stille i lang tid på grund af smerter, kan kun undersøges i en MR i begrænset omfang. Den betydeligt længere undersøgelsestid er stadig en relevant ulempe med hensyn til usikkerheden forårsaget af fysiologisk patientbevægelse (hjerte, lunger, tarm). Selvom MR også er i stand til at vise blødt væv med fremragende blødt vævskontrast, har det en grundlæggende ulempe, når det kommer til at vise knogler og tænder. MR er derfor ofte ikke et alternativ, men en komplementær procedure.

Inden for dentalområdet er en alternativ billeddannelsesmetode digital volumen tomografi (= DVT). Softwareindstillinger er undertiden tilgængelige for angiografisystemer og C-arme, som også muliggør rumlig repræsentation i form af rotationsangiografi . I DVT såvel som i rotationsangiografi bruges algoritmer, der ligner dem, der bruges i CT, til billedberegning.

Diagnostik i Tyskland

Samlet antal (indlagte + ambulante) CT -undersøgelser og CT -enheder i Tyskland (data: OECD)
år 2005 2006 2007 2008 2009 2010 2011 2012 2013 2014 2015 2016
CT -undersøgelser 7.442.307 7.993.497 8.393.000 8.779.000 9.251.000 9.859.000 10.236.000 10.548.000 10.910.000 11.643.000 11.689.698 12.225.017
CT -enheder 2.434 2.399 2.446 2.558 2.559 2.643 2.688 2.735 2.719 2.862 2.866 2.896

Værdier i kursiv repræsenterer skøn.

Litteratur om CT's historie

Weblinks

Commons : Computed Tomography  - samling af billeder, videoer og lydfiler
Commons : Computert tomografiudstyr  - samling af billeder, videoer og lydfiler
Wiktionary: Computertomografi  - forklaringer på betydninger, ordoprindelse, synonymer, oversættelser

Individuelle beviser

  1. a b c d e f g h i j k l m n o p q r s t u W. A. ​​Kalender: Computertomographie. Grundlæggende, enhedsteknologi, billedkvalitet, applikationer med spiral-CT med flere skiver. Publicis MCD-reklamebureau, München 2000, ISBN 3-89578-082-0 .
  2. TM Buzug: Introduktion til computertomografi: Matematisk-fysiske grundlæggende i genopbygning billede. Springer, Berlin / Heidelberg / New York 2002, ISBN 3-540-20808-9 begrænset forhåndsvisning i Google bogsøgning .
  3. WA Kalender: Computertomografi. Grundlæggende, enhedsteknologi, billedkvalitet, applikationer. 2., revideret. og eksp. Udgave. Publicis Corporate Publishing, Erlangen 2006, ISBN 3-89578-215-7 .
  4. ^ Cornelius Borck: Computertomografi. 2005, s. 268.
  5. ^ Allen M. Cormack: Min forbindelse med Radontransformen. I: S. Gindikin, P. Michor (red.): 75 års radontransform . International Press, 1994, ISBN 1-57146-008-X , s. 32-35.
  6. a b Philip Gabriel: Eksperimentel undersøgelse for at sammenligne billedkvaliteten af ​​aksiale snitbilleder og multiplanarreformationer af computertomografi på basis af præparater fra vertebrale legemer. (PDF; 9,5 MB) I: Afhandling. Medicinsk fakultet ved Albert Ludwig -universitetet i Freiburg im Breisgau, 2004, adgang til den 24. april 2009 .
  7. ACTA Model 0100 CT Scanner National Museum of American History
  8. GE Healthcare Produkt Features: eSpeed. (Ikke længere tilgængelig online.) GE Healthcare, 2009, arkiveret fra originalen på September 28., 2007 ; adgang til den 11. juni 2019 (engelsk, originalt websted ikke længere tilgængeligt).
  9. Info. ( Memento af 4. december 2008 i internetarkivet ) allbusiness.com
  10. Aquilion One . ( Memento af 28. marts 2013 i internetarkivet ) Toshibas websted
  11. Første computertomograf med to kilder i verden. (Ikke længere tilgængelig online.) 17. november 2005, arkiveret fra originalen den 2. marts 2019 ; Hentet 3. januar 2008 . Siemens AG
  12. ^ Gabriele Wagner: CT med dobbelt rør: hurtigere, skarpere - og strålingsdosis falder. Lægeravis online, 30. november 2006, tilgås 30. januar 2008 .
  13. ^ Willy A. Kalender: Grundlæggende principper for Dual Energy CT. (PDF; 665 kB) IMP Uni Erlangen, 4. marts 2011, tilgået den 12. juni 2013 .
  14. Anvendelse af to-spektrum CT til bestemmelse af knoglemineralisering i hvirvelkroppen . I: Biomedizinische Technik / Biomedical Engineering , 1985, bind 30, udgave s1, s. 189-190, ISSN  1862-278X (Online) / ISSN  0013-5585 , (Udskriv) doi: 10.1515 / bnte.1985.30.s1.189 .
  15. ^ Siemens Healthcare -websted .
  16. Auntminnie News .
  17. a b Iterativ billedrekonstruktionsmetode (ASIR): Sænkning af CT -strålingsdosis og forbedring af billedkvalitets radiologirunder ( erindring af 12. august 2011 i internetarkivet ).
  18. ^ GE Healthcare .
  19. Dobbelt energi . Toshiba medicinske systemer.
  20. IQon Spectral CT. Philips Healthcare, adgang 7. december 2018 .
  21. Aquiliion ONE . ( Memento af 17. september 2011 i internetarkivet ) Toshiba Medical Systems.
  22. Iterativ rekonstruktion slaher stråledosis diagnosticimaging.com ( Memento fra 15. januar 2013 i internetarkivet )
  23. ^ Canon Medical modtager FDA -godkendelse for AiCE -genopbygningsteknologi til CT. I: itnonline.com. Imaging Technology News, 18. juni 2019, tilgås 24. august 2020 .
  24. Ramandeep Singh, Subba R. Digumarthy, Victorine V. Muse, Avinash R. Kambadakone, Michael A. Blake: Billedkvalitet og Læsion Detection om Deep Learning Genopbygning og Iterativ Rekonstruktion af Submillisievert Bryst og Abdominal CT . I: American Journal of Roentgenology . tape 214 , nr. 3 , marts 2020, ISSN  0361-803X , s. 566-573 , doi : 10.2214 / AJR.19.21809 ( ajronline.org [åbnet 25. august 2020]).
  25. Avanceret intelligent Clear-IQ-motor (AiCE). I: Globalt websted for CANON Medical Systems. CANON Medical Systems, 2019, adgang til 24. august 2020 .
  26. Arkivlink ( Memento fra 8. februar 2017 i internetarkivet )
  27. Mobil til slagtilførsel. Berlins brandvæsen , adgang til den 17. maj 2019 .
  28. Mobil applikation STEMO Stroke. I: schlaganfallforschung.de. 18. februar 2011, adgang til 27. december 2014 .
  29. GigaMesh Software Framework : Avancerede dokumentationsmetoder til at studere korintisk sortfigur vasemaleriYouTube , adgang 27. november 2018 (computertomografi og afrulning af Aryballos nr. G26 fra den arkæologiske samling ved University of Graz , se også doi: 10.11588 / heidok. 00025189 ).
  30. hil: MR er den mest almindelige i Tyskland ifølge Barmer -lægerapporten. I: aerzteblatt.de . 1. februar 2011, adgang til 27. december 2014 .
  31. N. Zhang, H. Tang: Dissekterende anodesvulmen i kommercielle lithium-ion-batterier I: Journal of Power Sources , 2012, 218, s. 52-55 doi: 10.1016 / j.jpowsour.2012.06.071
  32. T. Waldmann: En mekanisk ældningsmekanisme i litiumionbatterier . I: Journal of The Electrochemical Society , 2014, 161, S. A1742 doi: 10.1149 / 2.1001410jes
  33. Laboratorium | Om Chikyu | Det videnskabelige boreskib i dybhavet CHIKYU. Hentet 15. april 2021 .
  34. Satoshi Tonai, Yusuke Kubo, Man-Yin Tsang, Stephen Bowden, Kotaro Ide: En ny metode til kvalitetskontrol af geologiske kerner af X-Ray computertomografi: Ansøgning i IODP Expedition 370 . I: Grænser i jordvidenskab . tape 7 , 2019, ISSN  2296-6463 , doi : 10.3389 / feart.2019.00117 ( frontiersin.org [adgang 15. april 2021]).
  35. ^ STS-MIP: En ny genopbygningsteknik til CT af brystet. I: Journal of computer assisteret tomografi. September / oktober 1993.
  36. ^ Walter Willems: Eksperter advarer mod computertomografi. I: welt.de . 13. februar 2008, adgang til 27. december 2014 .
  37. ICRP 60 fra 1990.
  38. ^ TD Luckey: Fysiologiske fordele ved lave niveauer af ioniseringsstråling. I: Health physics , 1982, 43 (6), s. 771-789.
  39. Smukke billeder frister dig til unødvendige undersøgelser .
  40. RöFo. 2007, 179 (3), s. 261–267, citeret fra Der Allgemeinarzt , 8/2007, s. 18.
  41. ^ Strålingseksponering: advarsel om forebyggende CT. I: Focus Online . 13. juli 2007, adgang til 27. december 2014 .
  42. ^ The New England Journal of Medicine , 2007, 357, s. 2277-2284.
  43. ^ Amy Berrington de González et al.: Beregnede kræftrisici ved computertomografiske scanninger udført i USA i 2007 . I: Arkiver for intern medicin . 169, nr. 22, december 2009, s. 2071-2077. doi : 10.1001 / archinternmed.2009.440 . PMID 20008689 . ; se også "Vi giver os selv kræft" . I: The New York Times , 30. januar 2014
  44. Dennis Ballwieser : Computertomografi: Ikke alle børn skal ind i røret. Spiegel Online , 7. juni 2012; Hentet den 9. juni 2012. Artiklen angiver kilden: Mark S. Pearce et al.: Strålingseksponering fra CT -scanninger i barndommen og efterfølgende risiko for leukæmi og hjernetumorer: en retrospektiv kohortstudie . I: The Lancet , doi: 10.1016 / S0140-6736 (12) 60815-0
  45. ^ Alan R. Schroeder: Skaden ved at se. I: JAMA Pediatrics , s. 1, doi: 10.1001 / jamapediatrics.2013.356 .
  46. JD Mathews, AV Forsythe, Z. Brady, MW Butler, SK Goergen, GB Byrnes, GG Giles, AB Wallace, PR Anderson, TA Guiver, P. McGale, TM Cain, JG Dowty, AC Bickerstaffe, SC Darby: Kræft risiko i 680.000 mennesker udsat for computertomografisk scanning i barndommen eller ungdomsårene: dataforbindelsesundersøgelse af 11 millioner australiere. I: BMJ , 346, 2013, s. F2360 - f2360, doi: 10.1136 / bmj.f2360
  47. a b Miljøradioaktivitet og strålingseksponering i 2006 . Forbundsministeriet for miljø, naturbeskyttelse og nuklear sikkerhed
  48. JM Cuttler, M. Pollycove: Kerneenergi og sundhed: og fordelene ved lavdosisstråling hormesis . I: Dosis-respons . 7, nr. 1, 2009, s. 52-89. doi : 10.2203 / dosis-respons.08-024.Cuttler . PMID 19343116 . PMC 2664640 (gratis fuld tekst).
  49. a b c d e f g h i P. C. Shrimpton, HC Miller, MA Lewis, M. Dunn: Doser fra computertomografi (CT) -undersøgelser i Storbritannien. 2003 Anmeldelse ( Memento fra 22. september 2011 i internetarkivet )
  50. a b c d Orienteringshjælp til radiologiske og nuklearmedicinske undersøgelser . Anbefaling fra strålebeskyttelseskommissionen . I: Rapporter fra Strålebeskyttelseskommissionen (SSK) fra forbundsministeriet for miljø, naturbeskyttelse og nuklear sikkerhed , udgave 51, Bonn 2006, ISBN 3-87344-130-6 campus-nes.de (PDF; 850 kB)
  51. rekonstruktion CT volumen med MUSCOT algoritme eller TCOT algoritme, præsentation af J.Blobel, Toshiba drg-apt.de (PDF 1.6 MB).
  52. Hanno Krieger: Strålingsfysik, dosimetri og strålingsbeskyttelse. Bind 1: Grundlæggende. 5. udgave. BG Teubner, Stuttgart / Leipzig / Wiesbaden 2002, ISBN 3-519-43052-5 .
  53. Radiation Dose modulation i multidetektor CT Era: Fra Basics til praksis . Radiografik.
  54. ^ R. Damadian, M. Goldsmith, L. Minkoff: NMR i kræft: XVI. Fonar -billede af den levende menneskekrop . I: Fysiologisk kemi og fysik . 9, 1977, s. 97-100.
  55. ^ Udnyttelse af sundhedsvæsenet . OECD -rapport, 2019 -udgave; doi: 10.1787 / b9194f22-da
  56. Sundhedsressourcer . OECD -rapport, udgave 2019; doi: 10.1787 / 36551532-da