Tomografia komputerowa zrewolucjonizowała diagnostykę medyczną ukazując to, co wcześniej było niemożliwe. Już w 1961 opublikowano pierwszy raport dotyczący aparatu matematycznego. Pierwsze, eksperymentalne tomografy komputerowe wykorzystywały źródła izotopowe i pojedyncze detektory.
Jednak źródła izotopowe miały liczne wady. Najważniejszą z nich była niska wydajność bardzo wydłużająca czas zbierania danych (nawet do kilku dni dla jednej warstwy w pierwszych próbach Hounsfielda). Zostały one szybko zastąpione przez lampy rentgenowskie. Ich wadą z kolei jest polichromatyczność promieniowania, jednak jej wpływ można zmniejszyć przez filtrowanie wiązki. Pierwsze urządzenia do TK zainstalowano w 1971 roku w szpitalu w Londynie. Twórcy tej metody otrzymali Nagrodę Nobla. W dalszym rozwoju TK należy wyróżnić dwa zasadnicze momenty, które w istotny sposób wpłynęły na zwiększenia jej znaczenia klinicznego.
Są to:
* wprowadzenie do praktyki spiralnej tomografii,
* zastosowanie wielorzędowego układu detektorów.
Rentgenowska tomografia komputerowa (ang. X-Ray Computed Tomography) jest transmisyjną techniką diagnostyczną umożliwiającą uzyskiwanie warstwowych obrazów narządów pacjenta.
Podstawowymi elementami Rentgenowskiego Tomografu Komputerowego są
- GANTRY - główny element urządzenia,
- STÓŁ, na którym układany jest badany pacjent,
- KOMPUTER (komputery).
GANTRY jest najważniejszą częścią urządzenia. Jest to obudowa o charakterystycznym kształcie, w której znajduje się:
- system lampy rentgenowskiej i kolimatora,
- system detektorów,
- układ obracający,
- przetwornica wysokiego napięcia zasilająca lampę rentgenowską.
Lampa rentgenowska, ma zazwyczaj wirującą anodę i jest w stanie wytrzymać duże obciążenia termiczne występujące w czasie akwizycji wielu szybko po sobie następujących skanów. Jak już zostało wspomniane, źródło promieniowania w tomografie komputerowym stanowi lampa rentgenowska. Lampy wykorzystywane w tomografii komputerowej muszą być przystosowane do specyficznych wymagań, do których należą:
* duża pojemność cieplna umożliwiająca wykonywanie jednorazowych ekspozycji trwających kilkadziesiąt sekund
* dobra stabilizacja wysokiego napięcia na lampie i natężenia promieniowania
* stabilność pracy przy dużych obciążeniach mechanicznych (siły i przeciążenia powstające podczas obrotowego ruchu lampy)
Dużą pojemność cieplną i wysoką sprawność chłodzenia uzyskuje się dzięki:
* zastosowaniu wirującej anody w kształcie tarczy, co powoduje wielokrotne zwiększenie powierzchni ogniska w stosunku do anody stacjonarnej
* specjalnej trójwarstwowej budowie anody: ścieżka wykonana z właściwego materiału anody (wolfram z domieszką renu) umieszczona jest na tarczy z zapewniającego mechaniczną wytrzymałość molibdenu, za którą znajduje się warstwa grafitu
* zastosowaniu olejowego układu chłodzącego
Ze względu na duże obciążenia mechaniczne lampy stosuje się obustronne mocowanie (łożyskowanie) osi anody. Stabilność wiązki promieniowania zależy w dużej mierze nie od konstrukcji samej lampy, lecz od stabilności generatora wysokiego napięcia (różnica potencjałów między anodą a katodą) oraz prądu przepływającego przez żarnik katody. Emitowane promieniowanie podlega filtracji przechodząc przez okienko w obudowie lampy a następnie jest formowane w wiązkę w kształcie wachlarza o grubości odpowiadającej zadanej grubości warstwy (typowo z zakresu 1-10 mm) za pomocą ołowianych kolimatorów.
Kolimatory są usytuowane w pobliżu lampy rentgenowskiej i przy każdym z detektorów. Kształtują one wiązkę promieniowania i minimalizują promieniowanie rozpraszane. Od wysokości kolimatorów zależy grubość skanowanej warstwy.
Detektory przetwarzają energię promieniowana rentgenowskiego na odpowiadający jej sygnał elektryczny. Obecnie w urządzeniach RTK stosowane są dwa typy detektorów:
* Detektory gazowe - ksenonowe, w których sygnałem wyjściowym jest prąd proporcjonalny do natężenia promieniowania jonizującego atomy gazu.
* Detektory półprzewodnikowe cezowe lub kadmowo-wolframowe. Detektory te pod wpływem promieniowania rentgenowskiego emitują światło widzialne, które z kolei za pomocą fotodetektorów półprzewodnikowych zamieniane jest na sygnał elektryczny.
W detektorach ksenonowych gaz w komorach jonizacyjnych znajduje się w pod dużym ciśnieniem ( 25 barów ) w celu zwiększenia czułości detekcji. Poszczególne detektory półprzewodnikowe mają wprawdzie większą czułość detekcji niż pojedyncza komora jonizacyjna detektora ksenonowego, ale komory jonizacyjne można rozmieścić znacznie gęściej, w wyniku czego ogólna czułość detektorów ksenonowych i półprzewodnikowych jest bardzo zbliżona.
Stół, którego położenie kontrolowane jest przez komputer, może się poruszać zarówno w poziomie jak i w pionie, co umożliwia uzyskanie różnych pozycji skanowania.
W czasie skanu pacjent umieszczany jest w otworze gantry , a lampa rentgenowska i detektory obracają się wokół niego wykonując serie pomiarów. Analogowy sygnał elektryczny z detektora jest zamieniany na sygnał cyfrowy ( zazwyczaj z 12-bitową rozdzielczością), który trafia do komputera. Komputer zbiera i przetwarza dane z poszczególnych detektorów w celu otrzymania obrazów. Kontroluje także dawkę promieniowania, położenie gantry oraz stołu, a także wyświetlanie i archiwizację obrazów. Zadanie to przerasta możliwości jednego komputera i we współczesnych systemach często sterowanie działaniem sprzętu oraz rekonstrukcja i wyświetlanie obrazów są rozdzielone na dwa komputery. Liczba procesorów w całym tomografie jest oczywiście dużo większa, chociażby dlatego, że rekonstrukcją obrazu zajmują się często jednostki wieloprocesorowe, a praktycznie każdy ważniejszy element urządzenia (stół, lampa, gantry) posiada własny mikrokontroler nadzorujący jego pracę.
Ze względu na przyjęte rozwiązania konstrukcyjne obrazowana warstwa zawiera się w płaszczyźnie prostopadłej do osi pacjenta (zwykle możliwe jest odchylenie jej o pewien kąt, nie większy od 15°). Źródło promieniowania stanowi obracająca się wokół pacjenta lampa rentgenowska emitująca skolimowaną wiązkę w kształcie wachlarza o wybranej grubości (w zależności od pożądanej grubości obrazowanej warstwy, typowo z zakresu 0,5-10 mm). Wybór warstwy realizowany jest przez przesunięcie ruchomego stołu z leżącym pacjentem względem lampy i układu detektorów. Dzięki ograniczeniu grubości warstwy promieniowanie rozproszone (nie niosące informacji o badanym obiekcie) praktycznie nie jest rejestrowane w detektorach, co zapewnia mniejszy szum i znacznie lepszy niż uzyskiwany w tradycyjnych technikach rentgenowskich kontrast obrazu.
Pozostałe fotony są rejestrowane w detektorach i tworzą profil absorpcji promieniowania rentgenowskiego w tkance (inaczej zwany projekcją). Profile zarejestrowane dla zakresu kątów obrotu lampy wynoszącego co najmniej 180° stanowią dane wystarczające do komputerowej rekonstrukcji współczynników osłabienia promieniowania w tkance. Rozmiar macierzy odtworzonego obrazu jest dostosowany do możliwej do uzyskania rozdzielczości obrazu, która jest ograniczona liczbą zarejestrowanych pod różnymi kątami profili oraz liczbą detektorów mierzących każdy profil.
Każdy element zrekonstruowanego obrazu reprezentuje średni współczynnik osłabienia promieniowania w elemencie objętości tkanki leżącym w obrazowanej warstwie. Wartość liczbowa elementu obrazu wyrażana jest w powszechnie używanej w tomografii komputerowej skali Hounsfielda (HU, ang. Hounsfield Units):
Wartość liczbowa elementu obrazu wynosi zero dla wody, około -1000 dla powietrza (zgodnie z powyższym wzorem dokładnie -1000 dla próżni) i do około +3000 dla kości. Dla zobrazowania tych wielkości wykorzystuje się skalę poziomów szarości (od koloru czarnego dla niskich wartości HU do koloru białego dla wartości wysokich). Ponieważ oko ludzkie nie jest w stanie rozróżnić (a monitor komputera wyświetlić) aż 4000 poziomów szarości, w praktyce zwykle stosuje się skalę 256 poziomów szarości pokrywających pewien wybrany zakres (okno) wartości HU. Na przykład w przypadku okna dostosowanego do tkanek miękkich wszystkie elementy obrazu o wartościach poniżej -100 HU (powietrze, tkanka płuc) są czarne, o wartościach powyżej +1000 HU (tkanka łączna) są białe, a cała skala poziomów szarości wykorzystana jest do zobrazowania tkanek miękkich o wartościach HU z zakresu -100 do +100. Przyjęte rozwiązanie umożliwia odzwierciedlenie na ekranie monitora wysokiego kontrastu obrazu i przez to ułatwia jego interpretację.
Rekonstrukcja obrazu
Powszechnie używaną metodą rekonstrukcji obrazu w tomografii komputerowej jest wsteczna projekcja z filtrowaniem. metoda ta ma zastosowanie w tomografach wszystkich czterech generacji. Poszukiwany obraz (wartości liczbowe przypisane poszczególnym jego elementom) dany jest przez macierz współczynników osłabienia promieniowania µ(x,y). Wielkością bezpośrednio mierzoną nie są jednak współczynniki osłabienia, lecz natężenie promieniowania. Dla nieskończenie cienkiej wiązki promieniowania natężenie promieniowania po przejściu przez tkankę wzdłuż linii prostej L
Porównując rentgenowską tomografię komputerową z metodami diagnostycznymi stosującymi techniki planarne, a w szczególności z klasyczną radiodiagnostyką, należy zwrócić uwagę na następujące aspekty:
* dane zbierane są tylko z wybranej warstwy tkanki, dzięki czemu otrzymujemy odwzorowanie warstwy kilkumilimetrowej grubości na płaszczyznę, podczas gdy w metodach tradycyjnych otrzymujemy dwuwymiarowy obraz reprezentujący trójwymiarową strukturę anatomiczną;
* tylko metody tomograficzne umożliwiają otrzymywanie obrazów warstw prostopadłych do długiej osi pacjenta;
* dzięki rejestrowaniu promieniowania tylko z warstwy określonej grubości zdecydowana większość promieniowania rozproszonego w tkance nie jest rejestrowana w detektorach, co umożliwia znaczną poprawę kontrastu w porównaniu z metodami planarnymi.
Tomografia spiralna
Dwuwymiarowe obrazy kolejnych przylegających przekrojów ciała uzyskiwane przy pomocy tomografii komputerowej uzyskały pełną akceptację środowiska medycznego, jednak skanowanie pojedynczych przekrojów jest czasochłonne m.in. dlatego, że po zrobieniu każdego skanu trzeba przesunąć pacjenta oraz zrobić przerwę na wzięcie przez niego oddechu. Występuje wówczas ryzyko przemieszczenia organów wywołanego procesem oddychania oraz poruszeniem się pacjenta w trakcie przerwy. Stwarza to problemy szczególnie w trakcie badania płuc i wątroby, w których to przypadkach nie można zagwarantować ciągłości badania. Większość obecnie stosowanych tomografów umożliwia przeprowadzenie skanowania spiralnego. Podczas skanowania spiralnego, lampa rentgenowska i detektor obracają się wokół ciała pacjenta, w sposób ciągły zbierając dane, podczas gdy stół z pacjentem przesuwa się przez gantry. Rekonstrukcja obrazu w technice spiralnej wymaga od systemu komputerowego większego nakładu obliczeniowego, gdyż dane potrzebne do rekonstrukcji pojedynczego płaskiego przekroju są uzyskiwane ze zbioru danych zebranych z pewnej objętości ciała pacjenta. Zebrane dane mogą posłużyć do rekonstrukcji dowolnego punktu ciała pacjenta. Ponieważ dane są zbierane z całej objętości tkanek, a nie sekcja po sekcji, można zrekonstruować przekroje o grubości 1mm bez dodatkowego zwiększania czasu badania.
Tomografia spiralna jest szczególnie użyteczna w obrazowaniu klatki piersiowej, ponieważ pozwala na znaczną redukcję błędów wywołanych ruchami oddechowymi pacjenta. Technika jest także używana do obrazowania trzustki, wątroby i przewodów żółciowych. Technika spiralna skraca czas badania, z około 30 minut w przypadku konwencjonalnego badania do 5-10 minut w przypadku skanowania spiralnego. Jest to szczególnie istotne w nagłych przypadkach. Szybszy proces skanowania minimalizuje efekty poruszenia się pacjenta poprawiając jakość uzyskiwanych obrazów i dlatego jest klinicznie korzystny w przypadku pacjentów z ciężkimi urazami, w przypadku małych dzieci, oraz pacjentów, którzy nie mogą na dłuższy czas wstrzymać oddechu. Dodatkowo tomografia spiralna umożliwia zmniejszenie ilości podawanego kontrastu znacząco redukując koszt badania. Tomografia spiralna jest używana w angiografii (CTA), technice umożliwiającej obrazowanie dużych naczyń krwionośnych, która jest używana do diagnozowania takich przypadków jak zwężenie tętnicy nerkowej, tętniaka tętnicy brzusznej, itp. Trójwymiarowa CTA bardzo szybko się rozwija, jest uzupełnieniem konwencjonalnej angiografii, angiografii ultradźwiękowej i rezonansu magnetycznego.
Obniżanie dawek otrzymywanych przez pacjentów
W ostatnich latach praktycznie wszyscy znaczący producenci tomografów zaczęli szukać możliwości obniżenia dawek otrzymywanych przez pacjentów. Jednym ze sposobów na osiągnięcie tego celu okazuje się być zwiększenie liczby jednocześnie rejestrowanych warstw. Wiąże się to ze zwiększeniem rozbieżności wiązki, a co za tym idzie z relatywnym zmniejszeniem bezużytecznego obszaru półcienia w stosunku do całości wiązki. Innym stosowanym rozwiązaniem jest modulacja natężenia prądu płynącego przez lampę rentgenowską poprzez jego obniżanie dla tych projekcji, w których osłabienie promieniowania podczas przejścia przez pacjenta jest niższe. Natężenie prądu może być zmieniane zarówno wzdłuż długiej osi pacjenta (np. wyższe dla klatki piersiowej, obniżone dla szyi) jak i w trakcie każdego obrotu lampy.
Mając do dyspozycji pomierzone dane (techniką skanowania spiralnego) lub zrekonstruowane przekroje poprzeczne (tradycyjny RTK) można dokonać rekonstrukcji elementów trójwymiarowych. Podstawowa metoda polega na połączeniu ze sobą najmniejszych elementów objętości (vokseli - z ang. voxel - volume element) o tych samych wartościach, będących efektem działania segmentacji danych. Oznacza to, że w przestrzeni trójwymiarowej dane są zbiory vokseli pogrupowane w segmenty według przyjętych kryteriów. Voksele należące do tej samej grupy mają ten sam indeks, któremu przypisać można kolor dla potrzeb prezentacji na ekranie. Oznacza to, że można przykładowo wyświetlić tylko te voksele, który posiadają dany kolor, np. aorta. Bardziej zaawansowana technika prezentacji 3D umożliwia stworzenie efektu cieniowania danej (wybranej w wyniku segmentacji np. poprzez proste progowanie) powierzchni trójwymiarowych obiektów. Odbywa się to poprzez domyślne ustawienie źródła oświetlenia tak, że napotykane na drodze wiązki światła elementy obiektów wprowadzają zmiany jego natężenia. Technika, o której mowa to SSD - Shaded Surface Display ( z ang. prezentacja cieniowanych powierzchni). Przykładowe efekty wykorzystania techniki SSD dla trójwymiarowej.
Biorąc pod uwagę fakt, że w wyniku skanowania objętości uzyskano zestaw przekrojów, w przypadku tradycyjnej tomografii, lub zestaw danych pomiarowych, w przypadku spiralnej techniki skanowania, to możliwe jest na tej podstawie odtworzenie praktycznie dowolnego przekroju rozpatrywanej objętości. Oczywiście ze względu na znacznie lepsze parametry rozdzielczości wykorzystanie do tych celów techniki skanowania spiralnego da znacznie większą dokładność. Omawiana technika jest często nazywana w literaturze jako MPR - Multi Planar Reformating, Multi Planar Reconstruction (z ang. rekonstrukcja wielo płaszczyznowa) .
Zastosowania tomografii komputerowej
Tomografia komputerowa jest badaniem anatomicznym, ukazującym strukturę tkanki. Stąd można badać różnego rodzaju przerosty, zwyrodnienia, guzy, przebyte urazy, efekty wykonania zabiegu itd. W przeciwieństwie do rentgenogramów, w badaniu TK można odróżniać od siebie kolejne frakcje tkanek. Wykorzystuje się to podczas wykonywania biopsji pod kontrolą TK. Możliwe jest również z użyciem TK wykonywanie angiografii. Wstrzykuje się wówczas bolus kontrastujący i obserwuje jego przepływ w naczyniach.
Wskazaniami do TK są wszelkiego rodzaju zmiany anatomiczne. Zaliczają się do nich poza oczywistymi stanami pourazowymi m.in. ropnie narządów (mózgu, płuc), łagodne i złośliwe nowotwory narządów (mózgu, płuc, nerek, śledziony, wątroby, trzustki), stany zapalne (płuc, nerek, osierdzia), zawały (płuc, mózgu). TK jest bardzo chętnie stosowana również w diagnostyce wielu chorób układu nerwowego. W ogóle urazy mózgu należą do najistotniejszych zastosowań TK.
Wszystkie te czynniki powodują, że wprowadzenie tomografii komputerowej jest często postrzegane jako przełom w diagnostyce medycznej.